Magnete, Spins und Resonanzen - Siemens Healthcare

Magnete, Spins und Resonanzen
Eine Einführung in die Grundlagen
der Magnetresonanztomographie

Magnete, Spins und Resonanzen

Magnete, Spins und Resonanzen
Eine Einführung in die Grundlagen
der Magnetresonanztomographie

© Siemens AG 2003
All rights reserved
Siemens Medical Solutions
Magnetresonanztomographie
Erlangen

Eine kleine Reise durch die MR-Physik 19
Über Spinerholung und Echos 63
Vom Signal zum Bild 99
Der große Spielraum der Kontraste 129
Die schnelle Bildgebung 159
MR-Systeme und ihre Komponenten 181
Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen 209
MR-Highlights 1
Index

Magnete, Spins
und Resonanzen
Begleiten Sie uns in die faszinierende
Welt der modernen MR-Bildgebung!
Diese Broschüre ist vor allem jenen
Radiologen und MTAs gewidmet, welche
die Magnetresonanztomographie klinisch
anwenden, und natürlich allen Fachärzten und
Praktikern, die eine mögliche Anwendung planen.
Darüberhinaus möge diese Broschüre allen
Interessierten ein leicht verständliches
Einstiegswerk sein.
Wir wünschen Ihnen eine lehrreiche und
angenehme Lektüre.
Siemens Medical Solutions

Morphologie im Detail –
von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung
des Herzens
Kontrastverstärkte
Angiographie von Kopf
bis Fuß
MR-Highlights
MR in der
Gastroenterologie
Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Diffusions- und
Perfusionsbildgebung
Protonen-Spektroskopie

MR-Highlights
3
Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß
MR ist eine nichtinvasive Bildgebungstechnik. Primärer Anwendungsbereich
ist die Darstellung der Morphologie, der Gewebestrukturen in einer Serie von
Schnittbildern durch den Körper.
Die Vorteile der MR-Bildgebung
Die MR-Bildgebung zeichnet sich durch
drei große Vorzüge aus:
• hervorragender Weichteilkontrast mit
hoher Bildauflösung
• Darstellung mehrerer Schichten und
schräge Schnittführung
• keine ionisierende Strahlung
Mit modernen MR-Systemen lässt sich der
gesamte Körper schnell von Kopf bis Fuß
untersuchen. Beispielsweise ist eine
Aufnahme der vollständigen Wirbelsäule
in nur zwei Schritten möglich.
Möglich gemacht wird dies durch die
Besonderheiten der MAGNETOM Familie
von Siemens. Diese Geräte besitzen ein
einzigartiges Spulenkonzept, das
Integrated Panoramic Array (IPA).
In Kombination mit der automatischen
Tischverschiebung (Integrated Panoramic
Positioning – IPP) erlaubt das MR-
System die schnelle Darstellung großer
Volumina.

Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung
des Herzens
Kontrastverstärkte
Angiographie von Kopf
bis Fuß
MR in der
Gastrtoenterologie
Die MR-Bildgebung ermöglicht
Bildkontraste, die aus der Kombination
mehrerer Parameter resultieren. Das sind
• die Dichte der angeregten Kernspins,
vor allem Wasserstoffprotonen,
• die Relaxationszeiten für
Magnetisierungen der untersuchten
Gewebe
• und diverse weitere
Kontrastmechanismen.
Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Diffusions- und
Perfusionsbildgebung
Die unterschiedlichen MR-Kontraste
unterstützen bei der Gewebecharakterisierung
und erlauben so eine
präzise Befundung.
Hochauflösende MR-Bilder mit kleinem
Bildfeld (Field of View) zeigen exzellente
anatomische Details.
Protonen-Spektroskopie

MR-Highlights
5
Umfassende Bildgebung des Herzens
Die Kardiovaskuläre MR-Bildgebung (CMR) profitiert besonders von der Stärke
der Magnetresonanztomographie, Schnittbilder beliebiger Orientierung mit
hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung zu erzeugen. Voraussetzung für eine
aussagekräftige Darstellung sind leistungsfähige Gradienten, hervorragende
Pulssequenzen und eine robuste, schnelle Hardware.
Die MR-Bildgebung des Herzens
liefert ausgezeichnete morphologische
Darstellungen.
Darüberhinaus bietet sie vielseitige
Informationen über die Funktion des
Herzmuskels, wie Vitalität, Auswurfvolumen,
Perfusion, Wandbewegung oder
Klappenfunktion.

Morphologie im Detail –
von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung des Herzens
Kontrastverstärkte
Angiographie von Kopf
bis Fuß
MR in der
Gastrtoenterologie
Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Diffusions- und
Perfusionsbildgebung
Die MR-Bildgebung bietet kontrastmittel-unterstützte Methoden
zur Darstellung der Herzkranzgefäße. Zur Visualisierung der
Koronararterien stehen kontrastmittelfreie Methoden zur Verfügung
(sog. TrueFISP- und Dark-Blood-Techniken).
Protonen-Spektroskopie

MR-Highlights
7
Kontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß
Die kontrastverstärkte MR-Angiographie hat große
Fortschritte gemacht.
Durch das Zusammenspiel von starken Gradienten,
schnellen MR-Systemen und Care-Bolus wird ein sehr guter
Kontrast bei optimalem Kontrastmittelverbrauch erzielt.

Morphologie im Detail –
von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung
des Herzens
Kontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß
MR in der
Gastrtoenterologie
Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Diffusions- und
Perfusionsbildgebung
Kontrastverstärkte
MR-Angiographie
unter Verwendung
starker Gradienten,
iPAT (integrated
Parallel Acquisition
Techniques) und
Arrayspulen.
Eine exzellente
Detailzeichnung der
Blutgefäße wird in
nur wenigen
Sekunden Messzeit
erreicht.
Protonen-Spektroskopie

MR-Highlights
9
MR in der Gastroenterologie
Die MR-Bildgebung hat auch Einzug in die Gastroenterologie genommen.
Neue einzigartige Pulssequenzen von Siemens
wie 3D VIBE (Volume Interpolated Breathhold
Exam) ermöglichen sowohl die Darstellung
anatomischer Details als auch dynamische
angiographische Information.
3D VIBE mit fecal tagging wird extensiv in der
MR-Colonographie angewendet.

Morphologie im Detail –
von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung
des Herzens
Kontrastverstärkte
Angiographie von Kopf
bis Fuß
MR in der Gastroenterologie
Neue Techniken wie iPAT (integrated Parallel
Acquisition Techniques) und PACE
(Prospective Acquisition CorrEction)
beschleunigen die Untersuchung und helfen,
Bewegungsartefakte zu reduzieren.
Durch die Nachverarbeitung von
3D-Datensätzen gewinnt man Ansichten in
der virtuellen Endoskopie.
Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Diffusions- und
Perfusionsbildgebung
Protonen-Spektroskopie

MR-Highlights
11
Orthopädie in der MR
Hochauflösende Darstellung von Gelenken und Gelenkspalten
Hochauflösende Bilder mit gutem Kontrast sind die
Grundlage für eine präzise Befundung. Hierzu kommen
einzigartige Pulstechniken zur Anwendung, wie
3D DESS (Double Echo Steady State) und MEDIC (Multi
Echo Data Image Combination).

Morphologie im Detail –
von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung
des Herzens
Kontrastverstärkte
Angiographie von Kopf
bis Fuß
MR in der
Gastrtoenterologie
Orthopädie in der MR
Durch eine spezifische
Wasseranregung der interessierenden
Region wird das störende Fettsignal
unterdrückt.
MR in der Neurologie Diffusions- und
Perfusionsbildgebung
Protonen-Spektroskopie

MR-Highlights
13
MR in der Neurologie und umfassende schnelle Diagnostik
Eine revolutionäre Anwendung der
Magnetresonanztomographie ist die
funktionelle Neurobildgebung.
Die Inline-Technologie ermöglicht die
automatische Berechnung und
Überlagerung von t-Test (Z-Score)-Bildern
auf anatomischen EPI-Bildern.
ART (vollautomatische
Bewegungskorrektur) und räumliche
Filterung helfen dabei, akkurate
Ergebnisse zu erzielen.

Morphologie im Detail –
von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung
des Herzens
Kontrastverstärkte
Angiographie von Kopf
bis Fuß
Die moderne Technik ermöglicht die kompakte
Darstellung von Mosaikbildern, nützlich
beispielsweise zur OP-Planung.
MR in der
Gastrtoenterologie
MR in der Neurologie
Orthopädie in der MR Diffusions- und
Perfusionsbildgebung
Protonen-Spektroskopie

MR-Highlights
15
Diffusions- und Perfusionsbildgebung
Die Diffusionsbildgebung mit Single-Shot-EPI-Sequenzen bietet 16 verschiedene b-Werte mit einem
2
maximalen b-Wert von 10 000 s/mm . Das integrierte Postprocessing (Inline) errechnet ADC-Karten
(Apparent Diffusion Coefficient) und Trace-gewichtete Bilder vollautomatisch.

Morphologie im Detail –
von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung
des Herzens
Kontrastverstärkte
Angiographie von Kopf
bis Fuß
MR in der
Gastrtoenterologie
Diffusions- und Perfusionsbildgebung
Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Protonen-Spektroskopie
Perfusionsbildgebung mit Inline-Berechnung von Global Bolus Plot (GBP), Time-to-Peak
Map (TTP) und Percentage-of-Baseline-at-Peak (PBP). Die Inline-Berechnung macht die
neurologische Untersuchung zu einer schnellen Sache.

MR-Highlights
17
Protonen-Spektroskopie
Die MR-Spektroskopie ermöglicht die biochemische Quantifizierung
zusätzlich zur Bildgebung.
Die klinische MR-Spektroskopie ist mittlerweile
einfach geworden.
Die moderne Spektroskopietechnik verwendet neue
Pulssequenzen mit kürzeren Echozeiten. Die neue
Auswertungssoftware bietet unter anderem farbige
Metabolitenbilder und spektrale Übersichtskarten.

Morphologie im Detail –
von Kopf bis Fuß
Umfassende Bildgebung
des Herzens
Kontrastverstärkte
Angiographie von Kopf
bis Fuß
MR in der
Gastrtoenterologie
Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Diffusions- und
Perfusionsbildgebung
Protonen-Spektroskopie

119

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Eine kleine
Reise durch die
MR-Physik
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht
Wie funktioniert eine MR-Untersuchung?
Verfolgen wir den Vorgang bei einem Patienten.
Er wird im Kernspintomographen einem starken
Magnetfeld ausgesetzt. Im Verlauf der
Untersuchung werden magnetische Reaktionen
in seinem Körper hervorgerufen, die zu einem
messbaren Signal führen.
Um diese Reaktionen zu verstehen, möchten wir
mit Ihnen eine kleine Reise durch die MR-Physik
unternehmen. Sie werden den KERNSPIN als den
»Verantwortlichen« für diese moderne
Bildgebungstechnik kennenlernen und das
Wesen der MAGNETRESONANZ (MR) verstehen.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
21
Atomkerne und Spins
Kernspintomographie und Magnetresonanz: Die Worte sagen es schon.
Wir werden uns mit dem Kernspin beschäftigen und mit seinen magnetischen
Wirkungen. Betrachten wir daher zu Beginn unserer Reise die Atomkerne im
Körper. Aller Anfang ist schwer. Lassen Sie uns die Dinge einfach angehen.
Am einfachsten ist der Wasserstoff Protonen und Billardkugeln
Die Atome der chemischen Elemente
bestehen bekanntlich aus einem
Atomkern und einer Elektronenhülle.
Wasserstoff ist das häufigste Element und
besitzt den einfachsten Atomkern:
Er besteht nur aus einem einzigen, positiv
geladenen, PROTON.
Die Magnetresonanztomographie nutzt
zur Bildgebung die magnetischen
Eigenschaften der Wasserstoffprotonen.
Wasserstoff bietet zwei Vorteile:
1. Er ist elementarer Bestandteil von
Wasser und Fett und damit das häufigste
Element im menschlichen Körper.
2. Er ist der für die Magnetresonanz
empfindlichste Bestandteil im Körper.
Was macht die Wasserstoffprotonen für
die Magnetresonanztomographie
nutzbar?
Die Protonen besitzen eine
charakteristische Eigenschaft: den Spin.
Der SPIN ist eine rein ➔ quantenmechanische
Eigenschaft atomarer
Teilchen. Um uns dieser Eigenschaft zu
nähern, stellen wir uns vor, wir könnten
das Proton und seinen Spin »sehen«.
Dann können Sie sich den Spin etwa so
veranschaulichen:
• als Drall einer Billardkugel,
• als Rotation der Erde um ihre Achse,
• als Kreiseln eines Spielzeugkreisels.

Atomkerne und Spins
So entsteht die
Magnetisierung
Das Eigentümliche am Spin
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Sie können sich zunächst vorstellen, ein
Proton würde wie eine Billardkugel um
seine eigene Achse wirbeln.
Das Eigentümliche am Spin eines
atomaren Teilchens ist: Er bleibt immer
gleich.
Es variiert lediglich die Achsenrichtung.
Ein weiterer Unterschied zur
Billardkugel: Der Spin kommt nie zum
Stillstand, er ist dem Teilchen eigen.
Warum beschäftigen wir uns mit dem
Spin?
Der Spin ist die tiefere Ursache für die
Fähigkeit zur Magnetresonanz: Ein
Atomkern mit Spin ist stets magnetisch.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
ZUR DISKUSSION
Wie das MR-Signal
entsteht
Klassische Physik oder Quantenphysik
Unser Modell des Spins als »Rotation«
einer Kugel ist natürlich nur eine
Analogie. Sie ist nicht auf alle atomaren
Teilchen und nicht auf alle Ausprägungen
des Spins anwendbar.
Frei von jeder Analogie gilt: Der Spin ist
ein Maß für den Quantenzustand eines
atomaren Teilchens. Dieser lässt sich
durch komplexe Zustandsvektoren präzise
definieren. Sie müssen jedoch nicht die
Quantenmechanik studiert haben, um die
Magnetresonanztomographie zu
verstehen oder zu nutzen.
Die MR-Bildgebung
nutzt keineswegs die
einzelnen Spins,
sondern ihr
kollektives Verhalten.
Zum Glück führt dies
zu anschaulichen
Modellen, die wir
hier verwenden
wollen. Erlauben Sie
uns daher, in dieser
Einführung
vereinfachte Modelle
heranzuziehen, ohne
die Realität allzusehr
zu »verbiegen«.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
23
Stabmagnet und Spinmagnet
Wir stellten fest: Ein Atomkern mit Spin ist
stets magnetisch. Wie kann die
Protonenkugel magnetisch sein?
Obwohl der Spin die quantenmechanische
Eigenschaft par excellence
ist, können wir ihm ein einfaches Modell
geben. Betrachten wir hierzu einen
Stabmagneten. Er besitzt bekanntlich
einen magnetischen Nordpol N und einen
Südpol S.
Nehmen wir an, das Proton verhält sich
wie ein winziger Stabmagnet. (Das ist
eine nicht ganz zutreffende Vereinfachung,
wie wir später sehen werden.)
Nun haben wir den Kernspin mit seiner
untrennbaren magnetischen Kraft
verknüpft. Diese magnetische Kraft
nennen wir den SPINMAGNETEN.
Man kann sich vorstellen,
dass die ➔
rotierende Ladung
des Protons den
Spinmagnetismus
erzeugt.

Atomkerne und Spins
So entsteht die
Magnetisierung
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Spins haben immer eine Richtung
Spins wirken stets in irgendeine Richtung.
Das legt nahe, unseren Spinmagneten als
einen ➔ Vektor zu betrachten, eine
gerichtete Größe im Raum. Die willkürlich
gewählte Richtung des Spinmagneten
verläuft vom magnetischen Südpol zum
Nordpol (dargestellt durch den blauen
Pfeil).
Natürlich ist nicht das Proton selbst ein
Vektor, sondern sein Spin bzw. seine
magnetische Wirkung.
Wir werden im folgenden nicht die
Protonen selbst betrachten, sondern stets
ihre gekoppelten Eigenschaften: Spin und
Magnetismus. Das ist damit gemeint,
wenn wir »Spinmagnet« sagen.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
ZUR DISKUSSION
Wie das MR-Signal
entsteht
Die Sache mit der rotierenden Ladung
Die klassische Schulphysik betrachtet die
elektrische LADUNG des Protons als
Ursache für seine magnetische Wirkung:
Bekanntlich ist eine bewegte Ladung
nichts anderes als ein elektrischer Strom.
Ein elektrischer Strom wiederum erzeugt
stets ein zugehöriges Magnetfeld.
Insbesondere erzeugt eine rotierende
Ladung stets eine magnetische Wirkung
in Richtung der Drehachse. Diese
magnetische Kraft nennt man
MAGNETISCHES MOMENT.
Im Unterschied zum Proton hat das
elektrisch neutrale NEUTRON keine
Ladung. Es besitzt dennoch einen Spin
und ist daher für die Magnetresonanz
nutzbar.
Eine nach außen
wirksame elektrische
Ladung ist somit
keine Voraussetzung
für den Magnetismus
eines Teilchens.
Tatsächlich kann
man in der
modernen Theorie
der Elementarteilchen
(Quarks)
auch umgekehrt den
Magnetismus als
Ursache der
elektrischen Ladung
postulieren.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
25
Hauptsache, die Richtung stimmt
Das Wichtigste über Vektoren und Pfeile
Möchten Sie noch einmal rekapitulieren,
was VEKTOREN sind?
Viele physikalische Größen, wie
Temperatur oder Masse, sind ungerichtet.
Das heißt, sie sind durch Betrag und
Einheit ausreichend gekennzeichnet
(z.B. 21 Grad Celsius, 5 Kilogramm).
Der Spinmagnetismus ist eine gerichtete
Größe. Der Betrag des Magnetismus allein
verrät uns noch nicht seine Wirkung, wir
müssen auch seine Richtung kennen.
Es gibt eine Vielzahl physikalischer
Größen, bei denen die räumliche
Orientierung wichtig ist (z.B. Kraft oder
Geschwindigkeit). Diese Größen kann
man durch Vektoren veranschaulichen.
Ein Vektor lässt sich leicht durch einen
PFEIL darstellen. Die Richtung des Pfeils
entspricht der Orientierung der
Vektorgröße, die Länge des Pfeils
entspricht ihrem Betrag.
Vektorgrößen lassen sich RÄUMLICH
ADDIEREN.
Dabei muss man die Richtung
berücksichtigen. Anschaulich geht das
durch Verknüpfen der Pfeile.
Falls die Pfeile genau in die gleiche
Richtung zeigen, ergibt sich der Betrag
der Vektorsumme einfach als Summe der
Beträge (hier: a+
a).

Atomkerne und Spins
So entsteht die
Magnetisierung
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Vektoren gleichen Betrags, aber
entgegengesetzter Richtung,
KOMPENSIEREN sich: a–
a = 0.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Ebenso wie addieren, kann man Vektoren
auch wieder zerlegen. Man kann
insbesondere jeden Vektor in
voneinander unabhängige KOMPONENTEN
zerlegen. Das sind die Projektionen des
Pfeils auf vorgegebene Achsen im Raum,
auf das KOORDINATENSYSTEM.
In unserem Beispiel besteht der
Summenvektor a+
b senkrecht aus a und
waagerecht aus b.
Wie das MR-Signal
entsteht
Bitte verwechseln Sie
nicht Vektor und
Pfeil. Ein Vektor ist
ein mathematisches
Modell für eine
physikalische
Erscheinung. Ein
Pfeil ist nur eine
visuelle Darstellung
eines Vektors.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
27
Welche Kerne sind für die Magnetresonanz nutzbar?
Wir haben den Spin der Wasserstoffprotonen
betrachtet. Schauen wir uns nun
die Atomkerne anderer Elemente an.
Die KERNTEILCHEN eines Atoms sind die
Protonen und Neutronen. Sie besitzen
jeweils ihren eigenen Spin.
Atomkerne mit einer ungeraden Anzahl
von Kernteilchen besitzen einen
resultierenden Spin, den KERNSPIN.
Beispiele sind Kohlenstoff 13 C, Fluor 19 F,
Natrium 23Na oder Phosphor 31P. Zwei
Drittel der in der Natur vorkommenden
Isotope besitzen einen resultierenden
Kernspin und sind damit für die
Magnetresonanz nutzbar.
Atomkerne mit sowohl
einer geraden Anzahl
von Protonen als auch
Neutronen besitzen
keinen resultierenden
Kernspin. Sie sind
magnetisch neutral.
Beispiele sind
Sauerstoff 16 O
(8 Protonen,
8 Neutronen) oder
Kohlenstoff 12 C
(6 Protonen,
6 Neutronen). Diese
Isotope sind für die
Magnetresonanztomographie
nicht nutzbar.

Atomkerne und Spins
So entsteht die
Magnetisierung
Auf den Punkt gebracht
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Der Kernspin ist die tiefere Ursache für die
Fähigkeit zur Magnetresonanz: Ein
Atomkern mit Spin ist stets magnetisch.
Der Spin ist eine gerichtete Größe. Spins
addieren sich wie Vektoren räumlich.
Zwei Drittel der in der Natur vorkommenden
Atomkerne besitzen einen
Kernspin, so auch der Wasserstoff. Sie
sind für die Magnetresonanztomographie
prinzipiell nutzbar.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
ZUR DISKUSSION
Wie das MR-Signal
entsteht
Wie entsteht der Kernspin?
Zwei identische Teilchen können
innerhalb des Atomkerns nicht im
gleichen Zustand sein. Sie müssen ihre
Spinorientierungen antiparallel
ausrichten und kompensieren sich somit
paarweise zu Null. Ein solches
»Tanzpärchen« wird also nach außen
unsichtbar. Diese Regel der Natur nennt
man das PAULI-AUSSCHLIESSUNGS-PRINZIP.
Die »Einzeltänzer« erzeugen den
Kernspin.
Wie Sie erkennen können, entspricht der
Kernspin als resultierende Größe einzelner
Spins keiner »Rotation« des Atomkerns als
solchen. Diese Überlegung gilt streng
genommen auch für das einzelne Proton,
denn dessen Spin resultiert, wie man
heute weiß, aus seiner inneren Struktur
(Quarks und Gluonen).

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
29
So entsteht die Magnetisierung
Wie wir gesehen haben, können wir uns Protonen und Atomkerne, die einen
Kernspin besitzen, vereinfacht als Spinmagnete vorstellen. Was nützt uns diese
Modellvorstellung? Wir können nun erklären, wie sich diese Spinmagnete im
Magnetfeld des Kernspintomographen ausrichten und eine Magnetisierung im
Körper des Patienten erzeugen.
Spinensembles und Voxels
Natürlich messen wir bei der Magnetresonanztomographie
nicht die Wirkung
jedes einzelnen Spins im Körper, sondern
stets ein ganzes Ensemble von Spins.
Ein ENSEMBLE ist die Gesamtheit aller
Protonenspins innerhalb eines
betrachteten Volumenelements, auch
VOXEL genannt. Ein solches Voxel könnte
ein kleiner Würfel von 1 mm Kantenlänge
sein.
Betrachten wir also im folgenden ein
Voxel im Körpergewebe des Patienten
genauer und schauen wir uns an, wie sich
das zugehörige Spinensemble verhält.

So entsteht die Magnetisierung
Atomkerne und Spins Spinschwingungen im
Magnetfeld
Das Spinensemble im feldfreien Raum
Man erhält die Wirkung des Ensembles
durch räumliche Addition der einzelnen
Spinvektoren.
Im ➔ feldfreien Raum, also ohne äußeres
Magnetfeld, sind die einzelnen Spins
völlig zufällig orientiert. In der
Gesamtwirkung kompensieren sie sich
vollständig: Ihre Spins heben sich
gegenseitig auf. Daher wirkt das
Ensemble nach außen unmagnetisch.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
ZUR DISKUSSION
Wie das MR-Signal
entsteht
Gibt es überhaupt einen feldfreien Raum?
Offen gesagt: Die völlig zufällige
Orientierung der Spins gilt nur im absolut
feldfreien Raum. Tatsächlich »spüren« die
Protonen stets das Erdmagnetfeld.
Es ist zwar etwa 20 000fach schwächer als
ein MR-Magnet, dennoch ist es wirksam.
Das heißt, unser Ensemble wird schon
außerhalb des Kernspintomographen
magnetisch beeinflusst, wenn auch sehr
schwach.
Magnetresonanz ist daher auch im
Erdmagnetfeld prinzipiell möglich (z.B.
zur Entdeckung unterirdischer Ölfelder).
Zur klinischen Bildgebung allerdings sind
zehntausendfach stärkere Magnetfelder
unabdingbar. Das ist der Grund, warum
ein zu untersuchender Patient im starken
Magnetfeld des MR-Magneten gelagert
wird.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
31
Das Spinensemble im Magnetfeld
Bringen wir den Patienten in das ➔
Magnetfeld des Kernspintomographen.
Was geschieht nun? Wir konzentrieren uns
weiterhin auf ein kleines Voxel innerhalb
seines Gewebes.
Betrachten wir die Spinorientierungen längs
der Feldlinien. Nun sehen wir, dass ein
Spinmagnet sich doch völlig anders verhält
als ein »anständiger« Stabmagnet.
Stabmagnete würden sich brav wie
Kompassnadeln parallel zum Magnetfeld
ausrichten.
Die Spinmagnete dagegen spielen
»verrückt«: Sie richten sich teils mit dem Feld
als auch gegen das Feld aus, sowohl parallel
als auch antiparallel.

So entsteht die Magnetisierung
Atomkerne und Spins Spinschwingungen im
Magnetfeld
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Was Sie über ein Magnetfeld wissen sollten
Jedes Magnetfeld besitzt eine
Kraftwirkung auf magnetische und
magnetisierbare Teilchen, also auch auf
Spinmagnete. Die Verteilung dieser
Kraftwirkung symbolisiert man durch
magnetische FELDLINIEN.
Die Stärke dieser Kraft an jedem Ort des
Raumes nennt man »magnetische
Induktion«. In der MR-Technik hat sich der
Begriff MAGNETISCHE FELDSTÄRKE
eingebürgert. Ihre Einheit beträgt 1 Tesla,
das ist etwa 20 000 mal so stark wie das
Magnetfeld der Erde.
Wie das MR-Signal
entsteht
Ein Magnetfeld, das überall die gleiche
Feldstärke besitzt, nennt man HOMOGEN.
Die Feldlinien eines homogenen Feldes
zeichnet man konsequenterweise als
parallele Geraden. Ein Magnetfeld, das
sich nicht ändert, nennt man STATISCH.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
33
Die Überschuss-Spins erzeugen die Magnetisierung
Das statische Magnetfeld erzeugt im
Körpergewebe eine Vorzugsrichtung der
Spins parallel und antiparallel zu den
Feldlinien: ➔ Spin Auf und Spin Ab
sind die beiden bevorzugten
Spinorientierungen im Magnetfeld.
Das Verhältnis der Auf- und Ab-Spins
beträgt nicht 50:50, sonst würden sich die
Spins weiterhin gegenseitig aufheben.
Statt dessen finden wir eine – wenn auch
sehr kleine – Mehrheit von ÜBERSCHUSS-
SPINS, die »aufwärts« zeigen. Spins, die
»abwärts« zeigen, sind in der Minderheit.
Die überschüssigen Spinmagnete (m)
addieren sich zu einer nach außen
wirksamen makroskopischen Wirkung –
die MAGNETISIERUNG (M) des Ensembles.
Diese Magnetisierung ist sehr schwach
(Paramagnetismus), verglichen mit dem
wohlbekannten Magnetismus des Eisens
(Ferromagnetismus).
Nebenbei sei bemerkt: Durch das Magnetfeld
werden nicht nur die Protonen des Wasserstoffs
beeinflusst, sondern alle Atomkerne mit Spins,
ebenso die Elektronen. Wir beschränken uns hier der
Einfachheit halber auf die für die MR-Bildgebung
relevanten Wasserstoffprotonen.

So entsteht die Magnetisierung
Atomkerne und Spins Spinschwingungen im
Magnetfeld
ZUR DISKUSSION
Spin auf – Spin ab
Ursache der Magnetisierung des
Ensembles ist eine Energieaufspaltung
der Spins im Magnetfeld. Den zwei
Spinorientierungen Auf und Ab
entsprechen zwei unterschiedliche
Energiezustände. Ein AUFWÄRTS-SPIN hat
eine niedrigere Energie (E–) als im
feldfreien Raum (E), ein ABWÄRTS-SPIN hat
eine höhere Energie (E+).
Vergleichen Sie diese Quantisierung mit
dem Stufenschalter bei einem Mixer. Man
kann die Geschwindigkeit nicht kontinuierlich
verändern, sondern nur in
Sprüngen.
Im Magnetfeld ist der niedrigere
Energiezustand bevorzugt: Es springen
mehr Spins in den Zustand niedrigerer
Energie (E–) als zur höheren Energie (E+).
Dieser Aufbau der Magnetisierung dauert
eine gewisse Zeit. Wenn er zu Ende
gekommen ist, ist ein festes Verhältnis
zwischen beiden Niveaus erreicht, das
Ensemble ist im energetischen
Gleichgewicht.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht
Sie werden sich vielleicht fragen: Wenn es
im Magnetfeld mehr Spins mit niedrigerer
Energie gibt, dann ist die Gesamtenergie
des Spinensembles doch gesunken?
Richtig! Die Protonen existieren nicht
alleine im leeren Raum. Sie sind von
einem Atomverband umgeben, auch
GITTER genannt. Die Protonen geben
während des Aufbaus der Magnetisierung
tatsächlich Energie an das Gitter ab. Das
Spinensemble »kühlt ab«, wie ein warmer
Löffel, den man in ein Glas kaltes Wasser
taucht.
Diese »Abkühlung« im Gitter ist die tiefere
Ursache für die Magnetisierung des
Spinensembles in einem Magnetfeld.
Das energetische
Gleichgewicht
zwischen beiden
Niveaus ist tatsächlich
dynamisch:
Unter anderem
springen die Spins
paarweise von Auf
nach Ab und
umgekehrt (sie
machen »Flip-Flop«).
Das Verhältnis
zwischen Auf- und
Ab-Spins bleibt dabei
konstant – und damit
die nach außen
wirksame
Magnetisierung.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
35
Eine kleine Überschussrechnung
Wir haben gesehen: Die kleine Mehrheit der
Aufwärts-Spins ist der Überschuss, der die
Magnetisierung eines Ensembles in Feldrichtung
ergibt. Wie groß ist denn die Zahl der Überschuss-
Spins?
Die Anzahl der Überschuss-Spins hängt von
mehreren Faktoren ab:
• Sie wächst mit der Zahl der Protonen in einer
Volumeneinheit, also der PROTONENDICHTE.
• Sie wächst mit der Stärke des äußeren
Magnetfeldes.
• Sie sinkt mit steigender Temperatur.
Bei Körpertemperatur und einer Feldstärke von
1 Tesla (ca. 20 000 mal stärker als das Erdmagnetfeld)
gibt es unter 1 Million Protonen nur etwa
6 Überschuss-Spins, das sind 0,0006 %.
In Prozent lässt sich das nur mit vielen Nullen nach
dem Komma ausdrücken. Verhältnisse im Bereich
1 zu 1 Million nennt man auch PARTS PER MILLION
(ppm). Wir können also einfacher sagen: Bei 1 Tesla
beträgt der Anteil der Überschuss-Spins etwa 6 ppm.
Protonen
Überschuss-Spins
Die Zahl der Überschuss-Spins ist somit relativ klein.
Dass dennoch ein messbarer Effekt zustande
kommt, liegt an der großen Zahl von Wasserstoffprotonen
im menschlichen Körper.
Beispiel: Unser Voxel von 1 mm Kantenlänge fasst
1 Kubikmillimeter Wasser, das ist 1 Mikroliter. Dieses
Volumen enthält ungefähr 6,7⋅10 19 Wasserstoffprotonen.
Bei 1 Tesla entstehen etwa 6 ppm
Überschuss-Spins. Das heißt: Rund 400 Billionen
kleine Spinmagnete m addieren sich zur makroskopischen
Magnetisierung M.

So entsteht die Magnetisierung
Atomkerne und Spins Spinschwingungen im
Magnetfeld
Wenn der menschliche Körper einem
starken Magnetfeld ausgesetzt wird,
entsteht im Gewebe eine schwache
Magnetisierung in Richtung der
Feldlinien.
Ursache sind die im Gewebe wirkenden
Kernspins. Die Spins richten sich mit dem
Magnetfeld aus, allerdings ungleich
verteilt.
Die meisten Kernspins heben sich
gegenseitig auf. Die Überschuss-Spins
ergeben in ihrer Summe die nach außen
wirksame Magnetisierung.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht
Auf den Punkt gebracht Sehr diskret und dennoch kontinuierlich ...
ZUR DISKUSSION
Unser Modell der Auf- und Ab-Spins ist
noch unvollständig. Es erklärt die
Entstehung der Magnetisierung längs der
Feldlinien, nicht aber, wie diese Spins ein
MR-Signal erzeugen können. Daher
werden wir dieses Modell verfeinern
müssen.
Zugegebenermaßen haben wir die
Verhältnisse im Magnetfeld etwas
vereinfacht. Die einzelnen Spins sind
keineswegs – auch wenn das manchmal
geglaubt wird – streng Auf oder Ab
ausgerichtet. Aus quantenmechanischen
Gründen nehmen die Protonen eine
Überlagerung ihrer beiden Spinzustände
ein (erst bei einer Beobachtung bzw. einer
Messung springt ein Spin definitiv in den
Auf- oder Ab-Zustand).
Vergleichen Sie dies
mit der Gangschaltung
eines
Autos. Obwohl Sie
beim Fahren immer
in genau einen Gang
schalten (oder die
Automatik tut das),
ändert sich die
Geschwindigkeit des
Autos kontinuierlich.
Ebenso der Spin des
Protons: Er besitzt
genau zwei diskrete
Eigenzustände Auf
und Ab, doch kann
kontinuierlich quer
dazu stehen.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
37
Spinschwingungen im Magnetfeld
Sie haben gesehen, dass die Spinmagnete sich völlig anders verhalten, als
gewöhnliche Stabmagnete, die sich im Magnetfeld in genau einer Richtung
orientieren würden. Spinmagnete wären deshalb als Kompassnadeln
unzuverlässig. Doch sie haben eine Besonderheit, welche die Magnetresonanz
ermöglicht: sie schwingen.
Ein Spielzeugkreisel
Wissen Sie noch, wie Sie mit einem
Spielzeugkreisel gespielt haben? Wenn
Sie den rotierenden Kreisel anstießen,
kippte er ein wenig zur Seite. Er fiel aber
nicht um, sondern begann zu »kegeln«.
So ist die Bewegung eines Kreisels: Seine
Drehachse beschreibt einen Kegel um die
Richtung der Schwerkraft.
Diese Art der Bewegung nennt man
PRÄZESSION.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Spinschwingungen im Magnetfeld
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht
Magnetische Kreisel im Körper
Und so ist die Bewegung eines Spins:
Wenn ein Spin einem Magnetfeld
ausgesetzt ist, muss er ebenso wie ein
Kreisel um die Richtung des Feldes einen
Kegel ausführen. Der Spinmagnet verhält
sich wie ein magnetischer Kreisel. Das ist
die SPINPRÄZESSION.
Beachten Sie bitte, dass nicht das Proton
selbst kreiselt, sondern nur sein Spin bzw.
Spinmagnet (m). Um dies zu unterstreichen,
lassen wir die Kugel endgültig
verschwinden...

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
39
Radiofrequenzen im Magnetfeld
Die Geschwindigkeit, mit der ein Spin um
eine äußere Feldrichtung kreiselt, seine ➔
Frequenz, ist für die Magnetresonanz von
großer Bedeutung. Sie hängt ab
• vom Kerntyp und
• von der Stärke des angelegten
Magnetfeldes.
Je stärker das Magnetfeld ist, um so
schneller ist das Kreiseln der Spins. In
einem Magnetfeld von 1 Tesla ist die
Kreiselfrequenz der Kernspins genau
doppelt so hoch wie in einem 0,5 Tesla-
Feld.
Diese Kreiselfrequenz der Spins nennt
man auch LARMORFREQUENZ.
Welche Bedeutung hat die Larmorfrequenz
für die Magnetische Resonanz?
Der Clou ist:
Ebenso wie Funk- oder Radiosignale kann
man Signale von einer Gruppe von
Spinkreiseln empfangen, wenn man
hierzu die technischen Voraussetzungen
schafft.
Zu diesem Zweck muss die Technik des
MR-Gerätes auf die Larmorfrequenz der
Spins abgestimmt sein. Ungefähr so, wie
Sie den Abstimmknopf eines Radiogerätes
drehen, um einen bestimmten Sender zu
empfangen.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Zwischen Berg und Tal
Spinschwingungen im Magnetfeld
Von Frequenzen, Drehzahlen und
Sinuskurven
Was ist eine FREQUENZ? Das ist sozusagen
die »Drehzahl« einer periodischen
Bewegung.
Sie kennen das von Ihrem Fahrzeug,
wenn Sie einen Blick auf den Drehzahlmesser
werfen. Der Drehzahlmesser zeigt
beispielsweise 3 000 Umdrehungen pro
Minute an. Das ist nichts anderes als eine
Frequenz.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
3 000 U/min sind dasselbe wie 50 Umdrehungen
pro Sekunde. Für Umdrehung pro
Sekunde verwendet man auch die Einheit
HERTZ (Hz), in diesem Fall beträgt die
Frequenz also 50 Hz.
Wie das MR-Signal
entsteht
Umdrehungen können wir auf einer
Zeitachse darstellen. So erhalten wir eine
Wellenlinie mit »Bergen« und »Tälern«.
Das ist eine SINUSKURVE. Eine Schwingung
doppelter Frequenz stellen wir durch eine
entsprechend gestauchte Sinuskurve dar.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
41
Präzession präzise gefasst
Die Larmorfrequenz ω wächst proportional
mit dem Magnetfeld B. Es gilt die
Formel:
ω = γ B
(Den konstanten Faktor γ nennt man das
»gyromagnetische Verhältnis« der
Atomkerne.)
Im Erdmagnetfeld präzedieren die Spins
relativ langsam, mit etwa 2 000 Hz
(2 kHz.)
Die Spinpräzession ist bei den hohen
Feldstärken der MR-Geräte hochfrequent.
Das bedeutet, die Spins präzedieren in der
Sekunde mit mehreren Millionen
Schwingungen.
Bei 1,0 Tesla beträgt die Larmorfrequenz
der Wasserstoffprotonen etwa 42 MHz,
bei 1,5 Tesla 63 MHz. Eine solche Schwingungsfrequenz
im Megahertz-Bereich
haben auch Radiowellen (UKW bzw. FM).
Da die Stärke des Magnetfeldes des Tomographen
bekannt ist, kennt man auch die
Larmorfrequenz der Protonenspins. Das
MR-Gerät wird auf diese Frequenz
abgestimmt. Die verwendeten HF-Spulen
bauen sozusagen eine »Funkverbindung«
mit den Spins auf.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Die xy-Ebene kommt ins Spiel
Spinschwingungen im Magnetfeld
Lassen Sie uns für das Folgende eine
kleine »Sprachregelung« vereinbaren:
In einem üblichen xyz-Koordinatensystem
legen wir per definitionem die Z-ACHSE in
die Richtung des Magnetfeldes.
Die Ebene quer zu den Feldlinien nennen
wir die XY-EBENE.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
43
Im Grundzustand: Völlig außer Phase
Konzentrieren wir uns auf die Überschuss-
Spins eines Ensembles. Wir stellen sie
vereinfacht als ein kreiselndes »Sixpack«
dar. Alle Spins präzedieren mit gleicher
Frequenz um die Richtung des äußeren
Magnetfeldes – allerdings nicht im
Gleichklang, sondern völlig zufällig
orientiert.
Anders gesagt: Die Spins besitzen alle die
gleiche Frequenz, aber ihre ➔ Phasenlagen
sind völlig beliebig. Daher heben
sich ihre Komponenten quer zum Magnetfeld,
also parallel zur xy-Ebene, statistisch
auf. Wir beobachten nur unsere konstante
Magnetisierung M längs der z-Achse.
Solange die Spins solcherart außer Phase
schwingen, geben sie kein nach außen
beobachtbares Signal ab.
Fassen wir zusammen. Das ist der GRUNDZUSTAND
der Kernspins im Magnetfeld:
1. Die Auf- und Ab-Spins sind im energetischen
Gleichgewicht, die Überschuss-Spins erzeugen die
konstante Magnetisierung.
2. Die Spins präzedieren außer Phase, ihre Wirkung
in der xy-Ebene ist Null.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Wie spät ist es?
Spinschwingungen im Magnetfeld
Über Phasen, Uhrzeiger und Jetlags
Eine PHASE ist so etwas wie die Winkelrichtung
eines Uhrzeigers. Sie gibt die
zeitliche Verschiebung einer Schwingung
oder Drehung gegenüber einer anderen
an.
Wenn Ihre Uhr eine Stunde »vorgehen«
würde, hätte sie eine »Phasenverschiebung«
von 1 Stunde gegenüber der
Ortszeit. Das können Sie korrigieren,
indem Sie Ihre Uhr richtig stellen. Der
kleine Zeiger bewegt sich dabei um 30°
zurück. Die Zeitverschiebung zwischen
San Francisco und New York von
3 Stunden ist dagegen von dauerhafter
Natur. Über große Entfernungen können
Sie diese zeitliche Phasenverschiebung
nach einem Flug als »Jetlag« spüren. Die
meisten Schwingungen wie z.B.
Radiowellen enthalten solche »Jetlags«.
Wie Sie später sehen werden, nutzt man
gezielt Frequenz- und Phasenverschiebungen
zur Erzeugung eines
MR-Bildes aus.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
45
Auf den Punkt gebracht
In einem Magnetfeld präzedieren die
Spins wie Kreisel um die Achse der
Feldrichtung.
Die Präzessionsfrequenz der Spinvektoren
hängt von der Stärke des angelegten
Magnetfeldes ab. Bei den verwendeten
Feldstärken liegt sie im hochfrequenten
Radiowellenbereich.
Im Grundzustand sind Auf- und Ab-Spins
im energetischen Gleichgewicht, die
Überschuss-Spins erzeugen die konstante
Magnetisierung längs der z-Achse. Die
Spins präzedieren außer Phase, ihre
Magnetvektoren heben sich quer zum
Feld (xy-Ebene) gegenseitig auf.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
ZUR DISKUSSION
Spinschwingungen im Magnetfeld
Quantenmechanische Unbestimmtheit
Unser Vektormodell des Spins
kennzeichnet einen Spin in einem
überlagerten Zustand von Auf und Ab,
der Querzustände zulässt.
Der Querzustand eines Spins ist
unbestimmt, wenn man seine
z-Komponente kennt, und umgekehrt.
Wegen des Unbestimmtheitscharakters
der Spinzustände arbeitet die Quantenmechanik
mit den Erwartungswerten von
Spinoperatoren. Der Erwartungswert ist
der im Mittel zu erwartende Wert über
eine lange Messreihe. Er verhält sich
glücklicherweise im Magnetfeld wie ein
präzidierender Vektor. Dies ermöglicht
unsere veranschaulichende Darstellung.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
47
Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen
Im Grundzustand kreiseln die Spins im Magnetfeld und halten ein energetisches
Gleichgewicht aufrecht. Dies erzeugt eine konstante Magnetisierung im Körper.
Das Wesen der Magnetresonanz besteht darin, die Magnetisierung aus ihrer
Ruhelage auszulenken, indem man gezielt das Gleichgewicht der Spins stört.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Magnetische Frisbee-Scheiben
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Wie bringt man die Spins aus dem Gleichgewicht,
ändert ihre Auf-Ab-Verteilung, ihre Phasenlagen,
ihre Orientierung?
Beispielsweise, indem man sie durch eine Magnetwelle
anregt. Die Welle ist kurz und hochfrequent
(HF), darum nennt man sie ➔ HF-Puls.
Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht
Wie soll man sich einen HF-Puls
vorstellen? Denken Sie beispielsweise an
eine magnetische Frisbee-Scheibe,
die plötzlich quer durch das statische
Magnetfeld fliegt.
Was macht die Frisbee-Scheibe? Sie wirkt
als rotierender Magnet, der gezielt das
homogene Magnetfeld stört.
Der HF-Puls
Die modernen,
zur MR-Bildgebung
verwendeten
HF-Spulen senden
einen HF-Puls als
zirkular polarisierte
Welle. Diese enthält
ein rotierendes
Magnetfeld.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
49
Die Magnetische Resonanzbedingung
Wieso »stört« der HF-Puls die Spins?
Wenn er die »falsche« Frequenz hat,
überhaupt nicht.
Entscheidend ist: Um die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen zu können, muss
der HF-Puls in ➔ Resonanz mit den Spins
sein. Das heißt, der rotierende Magnet
muss sich genauso schnell drehen wie die
magnetischen Spinkreisel.
Diese Resonanzbedingung bedeutet
physikalisch:
Die Schwingfrequenz des HF-Pulses muss
mit der Larmorfrequenz der Spins
übereinstimmen.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Im Einklang sein
Stimmgabeln in Resonanz
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Die Resonanzanregung bei MR können
wir mit der Schwingung von Stimmgabeln
vergleichen. Eine angeschlagene
Stimmgabel beginnt zu schwingen und
erzeugt einen bestimmten Ton. Die
Tonhöhe entspricht der Schwingfrequenz
der akustischen Welle.
Eine zweite Stimmgabel wird genau dann
durch die Schallwelle in Schwingung
versetzt, wenn ihre Eigenfrequenz mit der
Frequenz der akustischen Welle, also der
Tonhöhe, übereinstimmt: Die beiden
Stimmgabeln sind in RESONANZ.
Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
51
Im Gleichtakt mit dem Spinkarussell
Was geschieht nun genau bei der Magnetresonanz?
Behelfen wir uns zunächst wieder mit einer
anschaulichen Analogie.
Stellen Sie sich bitte vor, »Sie sind« der rotierende
Magnet (d.h. der HF-Puls). Nun müssen Sie unbedingt
mit den kreiselnden Spins in Resonanz treten.
Hierzu laufen Sie um das Spinkarussell und werfen
Steine in eine rotierende »Spinwaage«. Sie haben
nur begrenzte Zeit. Wenn Sie zu schnell oder zu langsam
um das Spinkarussell laufen, gerät die Sache
außer Tritt. Dann können Sie immer nur nach einer
kompletten Umdrehung die Waage wieder einholen
und einen Stein hineinwerfen. Wenn Sie dagegen im
Gleichtritt mit der Spinwaage laufen, können Sie die
ganze Zeit Steine in die Waagschale füllen.
»Steter Tropfen höhlt den Stein«: Die Spinwaage gerät
aus dem Gleichgewicht. Wir sehen die Magnetisierung
einfach umkippen.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Pulse und Kippwinkel
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Die Magnetisierung wird um so weiter kippen und
umklappen, je stärker die Energie des anregenden
HF-Pulses ist. Den Endwinkel der Kippung nennt
man den KIPPWINKEL oder Flipwinkel (α).
Ein 180°-PULS klappt die
Magnetisierung in die ➔
entgegengesetzte
Richtung der z-Achse.
Ein 90°-PULS kippt
die Magnetisierung
genau in die
➔ xy-Ebene.
Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
53
ZUR DISKUSSION
180° – Der Handstand der Überschuss-Spins
Wie stellt sich das Kippen der
Magnetisierung aus der Sicht der Spins
dar? Versetzen wir uns in die Lage der
Spins.
Zur Erklärung der Wirkung des
180°-Pulses erlauben wir uns ein
vereinfachtes Bild.
Angenommen, »Sie sind« einer der
Überschuss-Spins unseres »Sixpacks«.
Der HF-Puls überträgt Energie auf Sie,
und »zwar so gehörig, dass Sie einen
Handstand machen«.
Vor dem 180°-Puls

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Nach dem 180°-Puls
Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht
So auch die Spins: sie »flippen«, d.h. sie
springen vom Auf-Zustand in den energiereicheren
Ab-Zustand. (Der Handstand ist
der labilere und energiereichere Zustand.)
Nach einem 180°-Puls sind alle
Überschuss-Spins vom Auf-Zustand in den
Ab-Zustand gesprungen.
Die Magnetisierung zeigt nun in die
Gegenrichtung.
Wie sich später zeigt, ist auch für das
Spinensemble dieser Zustand der labilere.
Es wird wieder in das energetische
Gleichgewicht zurückkehren.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
55
90° – Phasen in Gleichklang bringen
Durch einen 90°-Puls entsteht eine
Magnetisierung in Querrichtung, in der
xy-Ebene. Hier reicht unser Bild der
flippenden Spins nicht aus. Wir müssen
etwas genauer hinschauen.
Solange der HF-Puls andauert, wirken
zwei Magnetfelder zugleich: das statische
Feld und kurzzeitig das rotierende
HF-Feld. Durch einen Trick können wir das
statische Feld verschwinden lassen:
Wir begeben uns mit den Spins auf das
Spinkarussell. Hier »spüren« die Spins
effektiv nur noch das rotierende HF-Feld
(den Frisbee-Magneten). Da es in
Resonanz mit den Spins rotiert, erscheint
seine Achse für die Spins statisch (sie zeigt
in unserem Beispiel nach vorne). Wie
reagieren die Spins auf diesen Magnetvektor?
Natürlich, sie präzidieren um
dessen Wirkungsachse.
Die ursprüngliche Längsmagnetisierung
in z-Richtung wird so durch einen 90°-Puls
in die xy-Ebene verteilt. Heben sich die
xy-Komponenten der Spins nun wieder
wegen Phasenungleichheit auf?
Vor dem 90°− Puls
Am Ende des 90°°−
Pulses
Sicher nicht, denn dann wäre am Ende eines
90°
-Pulses die Magnetisierung in allen Richtungen
Null.
Unser Bild demonstriert jedoch: Die xy-Komponenten
der Spins zeigen nicht mehr »wild« in alle
Richtungen, sondern weitgehend in die gleiche
Richtung (in unserem Beispiel nach rechts).

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Der 90°
-Puls bringt die Phasen der Spins
also in Gleichklang. Nach dem gemeinsamen
Kreiseln der Spinvektoren um die
Achse des HF-Pulses konzentrieren sie
sich in horizontaler Richtung. Es ist
ungefähr so, als hätte sich das ganze
Sixpack nach rechts »gelegt«.
Nun sind die z-Komponenten der
einzelnen Spins unbestimmt. Über das
gesamte Ensemble heben sie sich
statistisch auf. Die Längsmagnetisierung
ist Null.
Nach dem Puls spüren die Spins nur noch
das statische Magnetfeld und kreiseln
weiter um die z-Achse. Da sie phasenkohärent
präzedieren, erzeugen sie in
Summe eine Magnetisierung in der
xy-Ebene, eine Quermagnetisierung,
die
genauso groß ist wie die ursprüngliche
Längsmagnetisierung. Die Magnetisierung
ist um 90°
gekippt.
Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht
Nach dem 90°-Puls

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
57
Auf den Punkt gebracht
Ein HF-Puls bringt das Spinensemble aus
dem Gleichgewicht. Er muss hierzu die
Resonanzbedingung erfüllen: Die
Schwingfrequenz des HF-Pulses muss mit
der Larmorfrequenz der Spins übereinstimmen.
Ein 90°
-Puls kippt die Magnetisierung in
die xy-Ebene. Ein 180°
-Puls klappt die
Magnetisierung in die entgegengesetzte
Richtung der z-Achse.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal
entsteht

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
59
Wie das MR-Signal entsteht
Gestört durch einen HF-Puls kippt die Magnetisierung und erzeugt eine
Komponente in der xy-Ebene. Lassen Sie uns nun betrachten, wie die
umgeklappte Magnetisierung ein Signal erzeugen kann.
Die Magnetisierung zerlegen
Wir können die Magnetisierung wie einen
Vektor in zwei zueinander senkrechte
Komponenten zerlegen:
Die LÄNGSMAGNETISIERUNG Mz
ist der
Anteil des Vektors in Richtung der
z-Achse, also entlang des äußeren
Magnetfelds.
Die QUERMAGNETISIERUNG Mxy
ist die
Komponente des Vektors, die in der
xy-Ebene um das äußere Magnetfeld
rotiert. Wie schnell rotiert sie? Die
rotierende Quermagnetisierung ist die
Summe der Spinvektoren, die in gleicher
Phase in der xy-Ebene kreiseln – mit der
Larmorfrequenz. Also rotiert auch die
Quermagnetisierung mit der Larmorfrequenz.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Die Quermagnetisierung erzeugt das MR-Signal
Die Quermagnetisierung wirkt wie ein rotierender
Magnet. Man kann eine Spule in dieses rotierende
Magnetfeld bringen. Es erzeugt naturgemäß in der
Spule eine ➔ elektrische Spannung.
Der zeitliche Verlauf dieser Spannung ist das
MR-SIGNAL.
Das MR-Signal ist um so stärker, je
größer die Quermagnetisierung ist. Es fällt relativ
schnell ab.
Da die Quermagnetisierung nach dem Ende des
HF-Pulses
• frei rotiert,
•
•
dabei ein Signal induziert und
wieder abfällt,
nennt man dieses MR-Signal den FREIEN
INDUKTIONSABFALL,
kurz FID (free induction decay).
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal entsteht
Den Grund für den Signalabfall erläutern wir im
nächsten Kapitel.

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik
61
Die Spannung wächst
Wissenswertes über die elektromagnetische Induktion
Aus der Elektrotechnik ist bekannt: Ein
sich in seiner Stärke oder Richtung
änderndes Magnetfeld erzeugt in einer
Spule eine elektrische Spannung. Das ist
die elektromagnetische Induktion.
Wir nutzen die Induktion im Alltag häufig. In einem
Fahrraddynamo beispielsweise rotiert ein durch das
Rad angetriebener Magnet. Damit ändert sich
ständig die Richtung seines Magnetfelds. Diese
Magnetfeldänderung erzeugt (induziert) in der
Dynamospule eine elektrische Spannung. Es kann
ein Strom fließen, der die Fahrradlampe leuchten
lässt. Je schneller der Dynamomagnet rotiert, um so
höher ist die induzierte Spannung, und um so heller
leuchtet die Fahrradlampe.

Atomkerne und Spins So entsteht die
Magnetisierung
Zusammenfassung
Spinschwingungen im
Magnetfeld
Sie haben gesehen, wie eine zunächst
unmagnetische Probe in einem statischen
Magnetfeld magnetisiert wird. Aus
energetischen Gründen baut sich in
Richtung des äußeren Feldes eine
Magnetisierung auf.
Das energetische Gleichgewicht ist
dynamisch:
Die einzelnen Kernspins
wechseln spontan ihren Energiezustand.
Die Gesamtzahl der Überschuss-Spins
bleibt jedoch gleich und hält somit die
konstante Magnetisierung aufrecht.
Die Spins aus dem
Gleichgewicht bringen
Wie das MR-Signal entsteht
Ein HF-Puls bringt das Spinensemble
aus seinem ursprünglichen Gleichgewicht.
Nach dem Ende eines 90°
-Pulses ist
die Längsmagnetisierung in die
xy-Ebene gekippt. Sie rotiert als
Quermagnetisierung mit der
Larmorfrequenz.
Die rotierende Quermagnetisierung
erzeugt das MR-Signal, das schnell
wieder ab fällt (FID).

263

Relaxation verstehen
Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T1)
Über
Spinerholung
und Echos
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T2)
Das Spinecho (T2
*) Das Gradientenecho
Nach einem 90°-Puls ist die
Längsmagnetisierung Null, sie rotiert als
Quermagnetisierung in der xy-Ebene.
Bleibt dieser Zustand bestehen? Nein.
Die Quermagnetisierung geht relativ schnell
wieder verloren, deshalb fällt das MR-Signal ab.
Wir werden sehen, dass die Längsmagneti-
sierung nach dem 90°-Puls wieder zu ihrer alten
Größe anwächst – so, »als wäre nichts
geschehen«.
Diesen Vorgang nennt man RELAXATION.

2 Über Spinerholung und Echos
65
Relaxation verstehen
Nach jeder Störung durch einen HF-Puls nehmen die Spins wieder ihren
Grundzustand ein, sie »erholen« sich. Wir werden feststellen, dass wir diese
RELAXATION durch zwei voneinander unabhängige Prozesse beschreiben können,
indem wir Längsmagnetisierung und Quermagnetisierung getrennt betrachten.
Längs und Quer
Man könnte glauben, wenn die
Quermagnetisierung zerfällt und die
Längsmagnetisierung sich wieder
aufbaut, dann bedeutet dies: Die
Magnetisierung, sich selbst überlassen,
kippt wieder in die z-Richtung zurück ...
Das stimmt jedoch nicht.
Die Quermagnetisierung Mxy zerfällt
schneller, als die Längsmagnetisierung Mz sich wieder aufbaut. Beide Prozesse
verlaufen ➔ exponentiell.
Der Aufbau der Längsmagnetisierung
dauert eine gewisse Zeit (T1 ). Innerhalb
kürzerer Zeit ist die Quermagnetisierung
schon verschwunden (T2 ).

Relaxation verstehen
Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Eine fallende Kiste
Vergleichen wir dies mit einer fallenden
Kiste. Wenn man sie von einem hohen
Turm aus abwirft, fällt sie mit wachsender
Geschwindigkeit auf den Erdboden
nieder. Ursache ist die Schwerkraft der
Erde. So weit so gut.
Wenn man die Kiste von einem Flugzeug
aus abwirft, wirken zwei »Kräfte«
zugleich: 1. die Schwerkraft, 2. die
Bewegungsenergie in Flugrichtung.
Die tatsächliche Bewegung der Kiste
ist eine Überlagerung der beiden
voneinander unabhängigen
Bewegungen. Während die Kiste immer
tiefer fällt, fliegt sie kaum noch in
Flugrichtung weiter.

2 Über Spinerholung und Echos
67
Bergauf und bergab
Zinseszins und exponentielles Wachstum
Viele natürliche und soziale Prozesse
haben einen mathematisch einfachen
Verlauf: sie sind EXPONENTIELL. Die
Vermehrung von Bakterien, die Abnahme
radioaktiver Strahlung, der Zinseszins, all
dies verläuft exponentiell. So auch die
Spinerholung. Grund genug, sich damit
zu beschäftigen.
Der Zinseszins ist ein Beispiel für
ungebremstes Wachstum. Angenommen,
Sie besitzen Aktien oder Fonds im Wert
von 10 000 Euro, die im Schnitt mit 10 %
verzinst sind. Dann ist Ihr Vermögen nach
10 Jahren auf etwa 26 000 Euro
gewachsen, nach 20 Jahren auf
67 000 Euro, nach 50 Jahren beträgt es
ganze 1,2 Millionen Euro.

Relaxation verstehen
Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Ein Beispiel für exponentielle Abnahme
ist eine Währungsinflation. Stellen Sie
sich vor, Sie hätten 100 000 Euro Bargeld,
und die Inflationsrate betrüge satte 10 %.
Dann wäre Ihr Geld nach 10 Jahren nur
noch etwa 34 000 Euro wert, nach
20 Jahren etwa 12 000 Euro und nach
50 Jahren ist Ihr Geld praktisch wertlos.
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho

2 Über Spinerholung und Echos
69
Was ist eine Relaxation?
Eine RELAXATION ist ein dynamischer
Prozess: Ein System kehrt aus einem
Nichtgleichgewichtszustand in sein
Gleichgewicht zurück.
Der Verlauf bremst ab, bis ein
Sättigungswert erreicht ist:
Die Relaxation ist um so stärker,
je weiter das System noch im
Nichtgleichgewicht ist. Je näher das
Gleichgewicht bzw. die Wachstumsgrenze
rückt, um so schwächer wird die Relaxation
(die Kurve flacht mit der Zeit ab).
Ungefähr so, wie ein gespanntes
Gummiband weniger stark zurückschnellt,
wenn es weniger gespannt ist.
Nichtgleichgewicht
Gleichgewicht
Wenn die Relaxation exponentiell verläuft, kann man sie
durch ihre ZEITKONSTANTE T beschreiben:
Nach der Zeit T ist die relaxierende Größe auf etwa 63 %
ihres Endwerts angewachsen. Nach 2T beträgt sie bereits
86 %, nach 3T etwa 95 % des Endwerts. Nach der Zeit 5T ist
der Prozess fast ganz abgeschlossen und der
Gleichgewichtszustand erreicht.

Relaxation verstehen
Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Bergab geht ‘s schneller als bergauf
Fassen wir zusammen: Während die Längsmagnetisierung
sich aufbaut, zerfällt die Quermagnetisierung.
Die Quermagnetisierung nimmt wesentlich rascher ab,
als die Längsmagnetisierung anwächst.
Die Zeitkonstanten heißen T 1 und T 2 .
Längs – Bergauf – T1 Quer – Bergab – T2 Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Die T2-Konstante ist also im Normalfall
bedeutend kürzer als die T1-Konstante.

2 Über Spinerholung und Echos
71
Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T 1)
Nach einer gewissen Zeit erholt sich die Längsmagnetisierung wieder vollständig von der
Störung durch den HF-Puls. Das Spinensemble strebt im statischen Magnetfeld seinem
energetischen Gleichgewichtszustand zu.
Zurück in den Gleichgewichtszustand
Der Aufbau der Längsmagnetisierung ist ein
exponentieller Prozess. Das ist die
LÄNGSRELAXATION. Ihre Zeitkonstante nennt
man T1 .
Nach Ablauf der Zeit T1 ist die
Längsmagnetisierung Mz auf etwa 63 % ihres
Endwerts angewachsen. Nach 5 mal T1 hat
sie sich vollständig aufgebaut.
Ist die Zeitkonstante T1 überall gleich? Im
gesamten Körper, für alle Gewebe? Nein, zum
Glück nicht. Die T1-Konstante hängt vom
betroffenen Gewebe ab, sie ist gewebespezifisch.

Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T 1 )
Relaxation verstehen Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
T 1 -Konstanten unter der Lupe
Verschiedene Gewebearten zeigen unterschiedliche
Relaxationszeiten. Dies ist der Schlüssel zu dem großen
Bildkontrast, der mit MR erreicht werden kann.
Fett
weiße Substanz
graue Substanz
Liquor
Wie die Tabelle zeigt, ist die T1-Konstante auch
feldstärkeabhängig.
T1-Konstanten (in ms)
0,2 Tesla 1,0 Tesla 1,5 Tesla
Fett 240
Muskel 370 730 863
Weiße Substanz 388 680 783
Graue Substanz 492 809 917
Liquor 1400 2500 3000
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Wieso geschieht dies?
Die Energie der angeregten Spins geht durch
Wechselwirkung mit dem ➔ Gitter wieder verloren.
Einfache Merkregel:
Fett hat kurzes T1 ,
Wasser hat langes T1 .

2 Über Spinerholung und Echos
ZUR DISKUSSION
73
Die Spin-Gitter-Relaxation
Die Protonen wechseln
ihren Spinzustand bei
Resonanz. Wodurch
springen sie nach Ende
des HF-Pulses wieder ins
Gleichgewicht zurück?
Tatsächlich »spüren« die
Protonen permanent
lokal schwankende
Magnetfelder, die durch
die Molekularbewegung
hervorgerufen werden
(»magnetisches Rauschen«).
Diese winzigen
Magnetfeldschwankungen
überlagern das
äußere Magnetfeld. Den
stärksten Einfluss haben
jene magnetischen Feldschwankungen,
die mit
dem Kreiseln (Larmorfrequenz)
der Protonen
übereinstimmen und
quer zum Hauptfeld
schwingen. Sie wirken
wie kleine HF-Pulse und
lassen die Spins
»flippen«.
Fett
weiße Substanz
graue Substanz
Liquor

Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T 1 )
Relaxation verstehen Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Die Umgebung eines Protons besteht oft
aus größeren Molekülen (Lipide) und
Makromolekülen (Proteine).
Wasserstoffprotonen innerhalb eines
relativ gering beweglichen Fettmoleküls
ebenso wie Protonen, die an Protein
angelagert sind, spüren die lokalen
Feldschwankungen stark: Sie wechseln
schnell ihren Spinzustand. Fettgewebe
beispielsweise zeigt daher eine relativ
kurze T1-Relaxation. In Flüssigkeiten ist die Molekularbewegung
des Wassers bedeutend
schneller als die meisten Feldschwankungen.
Resonanzen mit
schwingenden Magnetfeldern sind
seltener und schwächer: Die Protonen
wechseln nicht so schnell ihren
Spinzustand. Reines Wasser und die
Gehirnflüssigkeit (Liquor) zeigen daher
eine relativ lange T1-Relaxation. Woher kommen die Feldschwankungen?
Sie entstehen durch magnetische
Dipolfelder von ungepaarten Elektronen
und anderen Kernen.
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Wieso »Spin-Gitter-Relaxation«? Die
Umgebung eines Protons nennt man
»Gitter«, auch bei Flüssigkeiten, obwohl
ursprünglich die Gitterstrukturen in
Festkörpern gemeint sind. Da das
Spinensemble während der
Längsrelaxation Energie an das Gitter
abgibt, nennt man den T1-Prozess auch
SPIN-GITTER-RELAXATION. Dieser Prozess
findet nicht nur nach der Störung durch
einen HF-Puls statt, sondern bereits beim
Aufbau der Längsmagnetisierung,
nachdem der Patient in das Magnetfeld
gebracht wurde.
Wir haben gezeigt: Die T1-Konstante hängt von der Größe der Gewebemoleküle,
ihrer Mobilität und der Art ihrer
Umgebung ab. Sie gibt an, wie schnell ein
Spinensemble innerhalb eines bestimmten
Gewebes seine überschüssige
magnetische Energie an das Gitter
abgeben kann.

2 Über Spinerholung und Echos
75
Ein Vorgeschmack auf den T 1 -Kontrast
Da verschiedene Gewebetypen
unterschiedliche T1-Relaxationen zeigen,
kann die MR-Bildgebung diese
Unterschiede als Bildkontrast darstellen.
Wie dies genau geschieht, erläutern wir in
einem folgenden Kapitel.
Dies ist der diagnostische Nutzen:
Pathologisches Gewebe besitzt eine
andere Wasserkonzentration als das
umgebende Gewebe und damit andere
Relaxationskonstanten. Die Relaxationsunterschiede
werden als Kontrast im
MR-Bild sichtbar.
T 1
Im T1-Kontrast erscheint
Liquor dunkel

Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T 1 )
Relaxation verstehen Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Auf den Punkt gebracht
Nach einer Störung kehrt das
Spinensemble in sein energetisches
Gleichgewicht zurück. Die
Längsmagnetisierung baut sich in
wenigen Sekunden wieder vollständig
auf. Dieser Vorgang ist die
Längsrelaxation.
Die Längsrelaxation folgt einem
exponentiellen Wachstumsverlauf, der
durch die Zeitkonstante T1 charakterisiert
ist. T1 ist ein Maß für den Aufbau der
Längsmagnetisierung.
Die T1-Konstante ist gewebeabhängig.
Diese Eigenschaft wird für den Kontrast
im MR-Bild ausgenutzt.
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Ursache für die T1-Relaxation sind lokale
Magnetfeldschwankungen, die durch die
Molekularbewegung hervorgerufen
werden. Am stärksten wirken
Magnetfeldschwingungen im Bereich der
Larmorfrequenz. Unter ihrem Einfluss
wechseln die Protonen ihren Spinzustand.

2 Über Spinerholung und Echos
77
Die Quermagnetisierung zerfällt (T 2)
Nach einem 90°-Puls entsteht eine rotierende Quermagnetisierung, die das
MR-Signal erzeugt. Dieses Signal, der Freie Induktionszerfall (FID), klingt schnell
wieder ab. Das heißt, die Quermagnetisierung geht wieder verloren.
Offensichtlich geraten die Spins wieder außer Phase.
Die Spins geraten außer Phase
Direkt nach
dem HF-Puls
kreiseln die Spins
phasenkohärent,
sie verhalten sich wie
ein einziger großer
Magnet, der in der
xy-Ebene rotiert.
Wegen
unvermeidlicher
Wechselwirkungen
geht die Kohärenz
zwischen den
kreiselnden Spins
wieder verloren.
Die Spins geraten
außer Phase, die
Quermagnetisierung
nimmt ab.

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung zerfällt (T 2 )
Für das Verständnis der MR-Bildgebung ist
dieser Vorgang grundlegend: Die Spins
DEPHASIEREN, d.h. die rotierende
Quermagnetisierung wird wieder in ihre
einzelnen Spinmagnete »aufgefächert«
und daher immer kleiner. Das MR-Signal
klingt exponentiell ab.
Das ist die QUERRELAXATION. Ihre
Zeitkonstante nennt man T2 . Wie wir
später sehen werden, ist diese Zeit nur
ideal. Praktisch fällt der FID schneller ab.
Die Phasenkohärenz der Spins ist nach der
Zeit T2 auf ca. 37 % gesunken, nach 2 mal
T2 auf ca. 14 % und nach 5 mal T2 ist sie
fast vollständig verschwunden.
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Zum Beispiel Wettläufer ...
Wir können dies
mit einer Gruppe von
Wettläufern vergleichen.
Während des Starts sind
sie noch auf einer Linie.

2 Über Spinerholung und Echos
79
Nach dem Start laufen die Wettläufer wegen ihrer
unterschiedlichen Geschwindigkeiten immer weiter
auseinander. Als Zuschauer stellen Sie fest, dass die
auf der Startlinie noch vorhandene Ordnung unter
den Läufern – sagen wir ruhig Kohärenz – während
des Rennens schnell verloren geht.

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
T 2 -Konstanten unter der Lupe
Fett
weiße Substanz
Die Quermagnetisierung zerfällt (T 2 )
Auch die Zeitkonstante T 2 ist gewebespezifisch.
Liquor
graue Substanz
Die T2-Konstanten sind weitgehend unabhängig
von der Feldstärke.
T2-Konstanten (in ms)
Fett 84
Muskel 47
Weiße Substanz 92
Graue Substanz 101
Liquor 1400
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Es gilt das gleiche
wie bei der T1-Konstante: Fett hat kurzes T2 ,
Wasser hat langes T2 .

2 Über Spinerholung und Echos
81
Was ist bei der Querrelaxation anders?
Die Relaxationsprozesse, die die Zunahme
der Längsmagnetisierung bestimmen,
führen auch zum Abfall der Quermagnetisierung
(vergleichbar der
fallenden Kiste, die auf jeden Fall der
Schwerkraft unterworfen ist). Da die
Quermagnetisierung schneller abnimmt,
als die Längsmagnetisierung zunimmt,
muss ihrem Zerfall ein weiterer
Mechanismus zugrunde liegen (die Kiste
wird zusätzlich mit der Geschwindigkeit
des Flugzeugs abgeworfen).
Die Zusatzprozesse sind vor allem ➔ Spin-
Spin-Wechselwirkungen innerhalb des
Ensembles.
ZUR DISKUSSION
Die Spin–Spin-Relaxation
Obwohl die Wechselwirkung zwischen den Spins nicht
die einzige Ursache für die Querrelaxation ist, hat sich
der Begriff SPIN-SPIN-RELAXATION eingebürgert.
Wie dargestellt, sind schwankende Magnetfelder in der
Nähe der Larmorfrequenz verantwortlich dafür, dass die
Protonen ihre Spinzustände ändern. Dies ist die Ursache
für die Längsrelaxation. Sie hat auch ihre Querwirkung:
Beim Ändern eines Spinzustandes geht stets auch die
Phase verloren. Flippende Spins verlieren ihre Phasenkohärenz,
die Spinkreisel beginnen zu dephasieren. Das
heißt, die dynamischen Prozesse der Längsrelaxation
verursachen auch die Querrelaxation.

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung zerfällt (T 2 )
Darüberhinaus ändert der Wechsel eines
Spinzustandes das lokale Feld um einen
kleinen Betrag. Die z-Komponente des
Spins zeigt ja nun in die Gegenrichtung.
Benachbarte Protonen spüren dann eine
lokale Magnetfeldänderung in z-Richtung,
die etwa 1 Millitesla beträgt.
Was bedeutet dies für die Spins? Wenn das
statische Magnetfeld lokale Unterschiede
aufweist, sind auch die Kreiselfrequenzen
(Präzession) in diesem Bereich
unterschiedlich. Die Präzessionsfrequenzen
der angeregten Spins streuen
aus diesem Grunde um etwa 40 kHz um
die normale Larmorfrequenz.
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Die kreiselnden Spinmagnete geraten
wegen dieser leicht unterschiedlichen
Präzessionsfrequenzen zusätzlich außer
Tritt. Wie unterschiedlich schnelle
Wettläufer, die auseinander laufen. Ihre
gemeinsame Wirkung wird schwächer
und verschwindet, noch ehe sich die
Längsmagnetisierung wieder aufgebaut
hat.
Innerhalb eines Voxels können
unterschiedliche Gewebetypen
zusammentreffen. Die Querrelaxation ist
dann das Ergebnis einer komplexen
Zusammenwirkung und lässt sich nur
noch sehr angenähert durch eine simple
Exponentialkurve beschreiben.

2 Über Spinerholung und Echos
83
Ein Vorgeschmack auf den T 2 -Kontrast
Da verschiedene Gewebetypen
unterschiedliche T2-Relaxationen zeigen,
kann die MR-Bildgebung diese
Unterschiede als Bildkontrast darstellen.
Wie dies genau geschieht, erläutern wir in
einem folgenden Kapitel.
T 2
T 1
Im T2-Kontrast erscheint Liquor
hell, im
Gegensatz zum
T1-Kontrast.

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Auf den Punkt gebracht
Die Quermagnetisierung zerfällt (T 2 )
Unmittelbar nach der Anregung durch
einen HF-Puls verlassen die Kernspins den
angeregten Zustand wieder und kehren in
ihren Grundzustand zurück:
1. Es entsteht wieder das energetische
Gleichgewicht zwischen Auf- und Ab-
Spins, die Überschuss-Spins erzeugen die
Längsmagnetisierung.
2. Die Spins kreiseln wieder außer Phase,
so dass keine Quermagnetisierung
beobachtbar ist.
Das Spinecho (T 2 *) Das Gradientenecho
Die Querrelaxation folgt einer
exponentiellen Abklingkurve, die durch
die Zeitkonstante T2 charakterisiert ist.
T2 ist ein Maß für die Dephasierung der
Kernspins.
Auch die T2-Konstante ist gewebeabhängig
und trägt zum Kontrast im Bild bei.

2 Über Spinerholung und Echos
85
Das Spinecho (T 2*)
Das MR-Signal ist abgeklungen, die Quermagnetisierung scheint zerfallen.
Doch nun kommt der magische Augenblick: Wir holen das MR-Signal zurück.
Durch einen Trick erzeugen wir ein Spinecho.
Der wahre Zerfall des FID
Die rotierende Quermagnetisierung
erzeugt in einer Spule
das MR-Signal (FID). Eigentlich
könnten wir erwarten, dass es
mit der Konstante T2 abfällt.
Tatsächlich fällt der FID wesentlich
schneller ab, mit einer kürzeren
effektiven Zeitkonstante T2 *.
Warum ist das so?
Das statische Magnetfeld, das die Spins
spüren, ist keineswegs überall gleich, es
ist INHOMOGEN. Im Gegensatz zu den
Prozessen, die den T2-Abfall verursachen,
haben wir es hier mit rein statischen
Magnetfeldunterschieden zu tun, die
räumlich und zeitlich konstant sind.
Es sind vor allem lokale Feldvariationen, die durch
den Körper des Patienten verursacht werden, und
technische Inhomogenitäten des Magneten.
Diese statischen Magnetfeldunterschiede tragen
zusätzlich zur Auffächerung der Spins bei: Sie
dephasieren schneller als die T2-Relaxation.

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Der Umkehrtrick
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Wozu kümmern wir uns dann
überhaupt um die T2-Konstante? Die Phasenkohärenz der Spins
scheint doch schon in der T2 *-Zeit
unwiderruflich zerstört.
Doch das ist ein Irrtum.
Erinnern Sie sich an unsere auseinanderlaufenden
Wettläufer? Wir können
sie wieder in Reihe bringen:
Nach einer bestimmten Zeitspanne
sollen alle Läufer einen Umkehrbefehl
erhalten – das heißt, sich um 180°
drehen und zurücklaufen.
Das Spinecho (T 2 *)
Das Gradientenecho

2 Über Spinerholung und Echos
87
Die Ersten werden die Letzten sein ...
Die schnellsten Läufer sind nun die
letzten. Vorausgesetzt, sie behalten ihre
Laufgeschwindigkeit exakt bei, werden
sie nach der gleichen Zeitspanne die
langsameren Läufer genau auf der
Startlinie wieder eingeholt haben. Fast
wie in einem Film, der rückwärts gelaufen
ist.
Als Zuschauer hätten Sie möglicherweise
geglaubt, dass die auf der Startlinie noch
vorhanden gewesene Ordnung während
des Rennens völlig verloren gegangen sei.
Nun können Sie feststellen, dass die
Ordnung durch den Umkehrtrick
wiederhergestellt ist. Wir erleben ein
»Echo« des Starts.
Echo

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Spins wie ein Omelett wenden
Da die statischen
Magnetfeldunterschiede räumlich und
zeitlich konstant sind, können wir ihren
Einfluss ebenfalls durch einen
Umkehrtrick rückgängig machen.
Wir machen es nicht exakt wie bei den
Läufern, denn dann müssten wir das
ganze Magnetfeld umpolen (die Spins
würden in umgekehrter Richtung
kreiseln).
Statt dessen geben wir den Umkehrbefehl
durch einen 180°-Puls! Durch den
180°-Puls werden die Spins sozusagen
wie ein »Omelett gewendet«: Die
Phasenreihenfolge der Spins wird dabei
umkehrt, die Kreiselrichtung bleibt gleich.
Das Spinecho (T 2 *)
Das Gradientenecho
Resultat: Die schnelleren Spinkreisel (1) liegen jetzt
hinter den langsameren (3) – und holen sie wieder
ein ...

2 Über Spinerholung und Echos
89
Hier kommt das Echo
Das also ist der Effekt des 180°-Pulses:
Die auseinander-gelaufenen Spins
geraten wieder in Phase, und es entsteht
ein neues MR-Signal – das SPINECHO.
Der 180°-Puls wird nach der Laufzeit τ
hinter dem 90°-Puls geschaltet. Das
Spinecho-Signal steigt zunächst an und
erreicht nach der doppelten Laufzeit (2τ)
sein Maximum. Diesen Zeitraum nennt
man die ECHOZEIT (TE). Das Spinecho fällt
danach wieder ab.
Spinecho

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Echos hintereinander packen
Wenn wir mehrere 180°-Pulse
hintereinander folgen lassen,
entstehen mehrere Spinechos,
erzeugt durch eine MULTIECHO-
SEQUENZ. Die Amplitude der
Echos ist kleiner als die des FID.
Je größer die Echozeit ist,
desto kleiner wird das Echo.
Das können wir so lange wiederholen,
bis die Quermagnetisierung durch die
T2-Relaxation unwiederholbar
verloren gegangen ist.
Wichtig: Das Spinecho-Signal selbst
nimmt mit T2 * ab, seine Stärke
(Amplitude, Maximum) jedoch mit T2 .
Allgemein gilt:
T2 * < T2 < T1 Das Spinecho (T 2 *)
Das Gradientenecho
Da der FID gleich nach dem 90°-Puls abfällt, lässt
sich seine Stärke schlecht messen. Daher verwendet
man bevorzugt die Echos zur Bildgebung.

2 Über Spinerholung und Echos
91
Auf den Punkt gebracht
Der FID fällt mit der sehr kurzen
Zeitkonstanten T2 * ab. Ursache für den
schnellen Abfall sind statische
Magnetfeldunterschiede, die räumlich
und zeitlich konstant sind. Sie lassen die
Spins rasch dephasieren.
Durch einen 180°-Puls können wir das
MR-Signal wieder zurückholen. Das ist das
Spinecho.
Durch mehrere 180°-Pulse hintereinander
erzeugen wir mehrfache Echos. Das ist so
lange möglich, wie die T2-Relaxation noch
anhält.
Es gilt:
T2 * < T2 < T1 Die Stärke des FIDs lässt sich schlecht
messen. Daher werden Echos für die
Bildgebung bevorzugt.

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Das Spinecho (T 2 *)
Das Gradientenecho

2 Über Spinerholung und Echos
93
Das Gradientenecho
Ein Echo des FIDs kann man auf mehrere Arten erzeugen.
Die MR-Bildgebungstechnik kennt zwei grundlegende Verfahren. Das Spinecho
haben wir bereits kennengelernt. Nun werden wir seinen »Bruder« betrachten:
das Gradientenecho.
Das Magnetfeld ändern
Angenommen, wir verzichten auf den
umkehrenden 180°-Puls. Dann gibt es
natürlich auch kein Spinecho. Wie
erhalten wir dennoch ein MR-Signal?
Direkt nach dem HF-Puls ändern wir das
Magnetfeld so, dass es in einer Richtung
kleiner wird, in der Gegenrichtung größer.
Diese Änderung nennt man einen ➔
Gradienten.
Die ursprüngliche Feldstärke (B0 ) ist nur
noch an einer Stelle erhalten, »vor« und
»nach« dieser Stelle ist die Feldstärke
kleiner bzw. größer. Wie Sie noch wissen,
ist die Kreiselfrequenz der Spins direkt
proportional zur Feldstärke: Die Spins
kreiseln nun längs der Feldänderung
verschieden schnell.

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Steigende Felder
Was ist ein Gradient?
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Ein Gradient ist eine Steigung,
vergleichbar der Steigung einer
Straße. Mathematisch
betrachtet, definiert ein
Gradient die Stärke und die
Richtung der Veränderung
einer Größe im Raum.
Auf die MR-Technik
übertragen:
Ein MAGNETISCHER
FELDGRADIENT ist eine
Änderung des Magnetfeldes in
einer bestimmten Richtung,
eine lineare Zunahme oder
Abnahme.
Das Spinecho (T 2 *)
Das Gradientenecho

2 Über Spinerholung und Echos
95
Ein Echo einmal anders
Durch einen Gradienten (–) direkt
nach dem HF-Puls werden die
Kreiselfrequenzen der Spins künstlich
aufgefächert. Da sie nun verschieden
schnell kreiseln, geraten sie schneller
außer Phase, sie werden DEPHASIERT.
Der FID wird so bedeutend schneller
zerstört, als er auf natürliche Weise
abfallen würde.
Durch einen umgepolten Gradienten (+)
werden die Spins wieder in Phase
gebracht, REPHASIERT. Wir messen ein
Echo während des Wiederaufbaus des
FID. Weil man dieses Echo durch
Gradienten erzeugt, nennt man es
GRADIENTENECHO.
Gradientenecho

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Wenig Zeit für die Echozeit
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Das Spinecho (T 2 *)
Die Echozeit TE muss bei einer Gradientenecho-
Sequenz wesentlich kürzer sein als bei der Spinecho-
Technik. Warum?
Bei der Gradientenecho-Technik fällt der 180°-Puls
weg. Das heißt, im Gegensatz zur Spinecho-Technik
machen wir die statischen T2 *-Dephasierungsmechanismen
nicht rückgängig. Statt dessen
zerstören wir durch Gradientenpulse schnell den FID
und bauen ihn wieder auf, alles innerhalb des
T2 *-Abfalls.
Die Echozeit für ein Gradientenecho muss also in die
T2*-Zeit hineinpassen. Aus diesem Grunde ist die
Gradientenecho-Technik schneller als die Spinecho-
Technik.
Das Gradientenecho

2 Über Spinerholung und Echos
97
Kippwinkel verringern
Wenn man Gradientenechos erzeugt,
verwendet man für den anregenden
HF-Puls gewöhnlich kleinere Kippwinkel
als 90°. Das hat einen großen Vorteil,
weil man auf diese Weise stärkere Signale
erhält und zusätzlich die Messzeit
verkürzen kann.
Warum dies so ist, erläutern wir im
Abschnitt über Gradientenecho-
Sequenzen.

Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung
baut
sich auf (T 1 )
Die Quermagnetisierung
zerfällt (T 2 )
Auf den Punkt gebracht
Durch Schalten von gegenpoligen
Gradientenpulsen erzeugt man ein
Gradientenecho.
Die Echozeit muss kurz sein, denn das
Gradientenecho lässt sich nur innerhalb
des T2 *-Zerfalls erzeugen.
Das Spinecho (T 2 *)
Die Gradientenecho-Technik ist schneller
als die Spinecho-Technik.
Das Gradientenecho

399

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
Vom Signal
zum Bild
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Im einfachen MR-Experiment erhalten wir ein
einfaches MR-Signal, sei es als FID, als Spinecho
oder als Gradientenecho. Dieses Signal ist die
Summe aller Kernspinresonanzen im gesamten
Körper.
Wir besitzen keine räumliche Zuordnung und
können daher nicht zwischen verschiedenen
Gewebestrukturen unterscheiden.
Uns interessiert jedoch: Wie erzeugen wir aus
dem MR-Signal ein Bild, das räumliche
Strukturen als unterschiedliche Grauwerte
darstellt?

3 Vom Signal zum Bild
101
Die Schichten, aus denen die Bilder kommen
Grundlegend für die Erzeugung eines MR-Bildes ist eine räumliche Zuordnung
einzelner MR-Signale, welche die jeweilige anatomische Struktur wiederspiegeln.
Die übliche Methode ist, das Magnetfeld räumlich zu variieren. Die Kernspins
besitzen dann an unterschiedlichen Positionen unterschiedliche
Präzessionsfrequenzen: Die Magnetresonanz ist räumlich differenziert.
Der Trick mit den Gradienten
In der medizinischen Bildgebung möchten wir
Schnittbilder des menschlichen Körpers in
bestimmten Schichtpositionen aufnehmen.
Wir benötigen daher eine Methode, um MR-Signale
räumlich zu differenzieren. Dies erreichen wir auf
raffinierte Weise: durch Schalten von Gradienten.
Sie wissen bereits: Ein GRADIENT ist eine
Änderung des Magnetfeldes in einer
bestimmten Richtung.

Die Schichten, aus denen die Bilder kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Wie erzeugt man einen Gradienten?
Sobald durch einen kreisförmigen Leiter oder eine
Spule ein elektrischer Strom fließt, entsteht ein
magnetisches Feld. Wenn man die Richtung des
Stromes umkehrt, wechselt auch die Richtung des
Magnetfelds.
Im Tomographen werden jeweils paarweise in x-, y-
und z-Richtung GRADIENTENSPULEN betrieben mit
• gleicher Stromstärke,
• jedoch gegensinniger Polung.
Die eine Spule erhöht das statische Magnetfeld, die
gegenüberliegende Spule verringert es. Das
Magnetfeld mit der ursprünglichen Stärke B0 wird
hierdurch linear verändert, vergleichbar der
Steigung einer Straße.

3 Vom Signal zum Bild
103
So wirkt der Gradient
Erinnern Sie sich noch an die Wirkung
eines Gradienten? Lassen Sie es uns kurz
wiederholen, denn dies ist grundlegend
für das Verständnis der MR-Bildgebung.
Im normalen Magnetfeld ist die Feldstärke
überall gleich groß (B0 ), daher besitzen
alle Protonenspins die gleiche
Kreiselfrequenz ω0 , proportional zur
Feldstärke. Die Magnetresonanz ist
überall gleich.
Durch einen Gradienten steigt das
Magnetfeld linear an. Entsprechend ist die
Präzession der Kernspins in dieser
Richtung verschieden, die Spins kreiseln
hier langsamer, dort schneller. Sie zeigen
daher bei verschiedenen Frequenzen
Resonanz.
überall gleich
Gradient
langsamer wie bisher
schneller

Die Schichten, aus denen die Bilder kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
So bestimmen wir eine Schichtposition
Nehmen wir als Beispiel eine Schicht innerhalb der
xy-Ebene, also senkrecht zur z-Achse. Falls der
Patient in Rücken- oder Bauchlage längs der z-Achse
im Magneten liegt, ist das eine transversale Schicht.

3 Vom Signal zum Bild
105
Zur Auswahl der Schicht wird zeitgleich zum HF-Puls
ein Gradient in z-Richtung geschaltet. Das ist der
SCHICHTSELEKTIONSGRADIENT (GS). Nun hat nur noch an der Stelle z0 das Feld die
ursprüngliche Stärke B0 . Wenn der HF-Puls nur die
Frequenz ω0 besitzen würde, würde er nur die Spins
an der Resonanzstelle z0 anregen. Das ist genau die
gewählte SCHICHTPOSITION.
Das reicht allerdings noch nicht. Wir erhalten so
zwar eine »Schicht«, aber ohne Dicke. Die Schicht
wäre hauchdünn und das Signal zu schwach, weil
nur wenige Protonen in diesem dünnen Bereich
angeregt werden. Wir benötigen also eine gewisse
Auflösung in z-Richtung, das ist die SCHICHTDICKE.
Wie erreichen wir das?
Das homogene
statische Magnetfeld
hat die Stärke B0 .
Die zugehörige
Larmorfrequenz der
Protonen ist ω0.

Die Schichten, aus denen die Bilder kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
Wir wählen die Schichtdicke
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Der anregende HF-Puls erhält um seine
Mittenfrequenz ω0 herum eine bestimmte
BANDBREITE von Nachbarfrequenzen (∆ω0). Auf diese
Weise kann er den gewünschten Bereich der
Schichtdicke anregen (∆z0 ).
Alternative: Bei vorgegebener Bandbreite des
anregenden HF-Pulses kann die Schichtdicke auch
über die Stärke des Gradienten verändert werden.
Ein steileres Gradientenfeld (a) erzeugt eine
dünnere Schicht (∆za ), ein schwächeres
Gradientenfeld (b) eine dickere (∆zb ).
Wie auch immer: Die SCHICHT ist der definierte
Resonanzbereich der Kernspins. Außerhalb der
Schicht werden die Spins überhaupt nicht durch den
HF-Puls angeregt. Eine Quermagnetisierung (und
damit ein MR-Signal) entsteht nur innerhalb der
gewählten Schicht.

3 Vom Signal zum Bild
107
Der große Vorteil der Gradiententechnik
Dank der Gradienten können wir in der
MR-Bildgebung Schichtebenen beliebig im
Raum positionieren.
Das MR-System hat drei Paare von
Gradientenspulen längs der Raumachsen x, y
und z. Für eine sagittale Schicht muss man
den x-Gradienten schalten, für eine koronare
Schicht den y-Gradienten.
SCHRÄGE SCHICHTEN (oblique Schichten)
erhalten wir durch das gleichzeitige Schalten
mehrerer Gradienten. Ihre Wirkung wird
dann überlagert. Eine einfach-schräge
Schicht erhalten wir durch zwei Gradienten,
beispielsweise in z- und y-Richtung, für eine
doppelt-schräge Schicht werden alle drei
Gradienten gleichzeitig geschaltet.

Die Schichten, aus denen die Bilder kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Auf den Punkt gebracht
Durch Schalten von Gradienten können
wir beliebige Schichtebenen
positionieren.
Durch den Schichtselektionsgradienten
wird im Raum eine Schicht erzeugt, in
dem die Kernspins Resonanz zeigen.
Außerhalb der Schicht bleiben die
Kernspins vom HF-Puls unbeeinflusst.

3 Vom Signal zum Bild
109
Ein Spaziergang durch den k-Raum
Nun kommt der spannendste Abschnitt. Wie entsteht aus der Schicht das Bild?
Wichtig für das Verständnis der MR-Bildgebung ist: Durch den Messvorgang wird
nicht das Bild direkt gewonnen. Vielmehr werden aus den empfangenen
MR-Signalen zunächst ROHDATEN erzeugt. Aus diesen Rohdaten berechnet der
Computer das Bild. Lassen Sie uns diesen Weg Schritt für Schritt verfolgen.
Das MR-Bild unter der Lupe
Das MR-Bild besteht aus vielen einzelnen
Bildelementen, auch PIXEL (picture
elements) genannt. Diese Anordnung
nennen wir die BILDMATRIX. Jedes Pixel der
Bildmatrix besitzt einen bestimmten
Grauwert. Insgesamt betrachtet ergibt
diese Grauwertmatrix eine bildliche
Darstellung.
Die Pixel im Bild repräsentieren die VOXEL
in der Schicht.
Je mehr Pixel ein Bild hat, um so mehr
Bildinformationen besitzt es, d.h. um so
schärfer und detailreicher ist das Bild.
Mehr Pixel bzw. Voxel bedeuten also eine
höhere AUFLÖSUNG.
Pixel
Voxel

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch den k-Raum
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Das Bildgebungsproblem
Unser Bildgebungsproblem besteht darin,
für jedes einzelne Voxel in der Schicht
eine Signalinformation zu erhalten, die
den Grauwert des zugehörigen Pixels
erzeugen kann.
Angenommen, wir möchten ein
Tomogramm mit der MATRIXGRÖSSE
256 × 256 Pixel erzeugen. Dann
benötigen wir in Bildhöhe und -breite
jeweils eine Differenzierung des Signals
mit 256 verschiedenen Werten, also aus
65 536 Voxeln!
Wie macht man das?

3 Vom Signal zum Bild
111
Das Bild eines Streifens
Zur Vereinfachung stellen wir uns
zunächst vor, wir würden kein
2-dimensionales Bild aufnehmen,
sondern nur einen Voxelstreifen,
beispielsweise längs der x-Achse. Er soll
256 Voxel enthalten (in der Grafik auf 8
verkürzt).
Die Signalwerte lassen sich dann wie folgt
unterscheiden. Wir schalten während der
Messung des Echos einen Gradienten in
x-Richtung. Was passiert?
Die Spinensembles der einzelnen Voxels
präzedieren längs der x-Achse mit
steigender Frequenz. Das ist die
FREQUENZKODIERUNG. Der zugehörige
Gradient heißt FREQUENZKODIERGRADIENT
(GF). Das Echo ist dann ein Gemisch der Signale aller angeregten
Spins längs der x-Achse. Bei einer Auflösung von
256 Voxeln enthält das Echo 256 Frequenzen
ineinandergemischt – wie ein Klang, der aus
256 verschiedenen Tönen besteht. Was nützt das?
Echo
HF-Puls
Frequenzkodierung

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch den k-Raum
HF-Puls
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Fourier Transformation
Frequenzkodierung
Mit einem vielseitigen mathematischen
Verfahren – der ➔ Fourier-Transformation –
lassen sich diese unterschiedlichen Frequenzen
wieder herausfiltern.
Die Fourier-Transformation berechnet für jede
Frequenz die zugehörige Signalstärke (in der
Grafik dargestellt durch die Linienhöhen). Die
einzelnen Frequenzen werden ihrem
Entstehungsort auf der x-Achse wieder
zugeordnet. Die jeweilige Signalstärke bestimmt
den Grauwert des zugehörigen Pixels.
Wollten wir nur einen Streifen darstellen, hätten
wir unser Bildgebungsproblem schon gelöst.

3 Vom Signal zum Bild
113
Fourier-Transformation und Signalgemische
Fast alle natürlichen und technisch
erzeugten Signale bestehen aus einem
Gemisch von Schwingungen verschiedener
Frequenzen.
Wie soll man sich ein Signalgemisch
vorstellen? Links sehen sie drei Sinuswellen,
die überlagert werden. Das Ergebnis ist ein
völlig neues Schwingungsbild.
Insbesondere können wir eine vorgegebene
Struktur aus einem »Baukasten« von
Sinuswellen zusammensetzen. Je mehr
Wellen wir verwenden, um so feiner wird das
Ergebnis. Das unten dargestellte Profil ist das
Ergebnis der Überlagerung von
32 Sinuskurven.

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch den k-Raum
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Was ist nun die Fourier-Transformation?
Lassen Sie sich nicht von dem mathematischtechnischen
Begriff abschrecken: Jeder Schall setzt
sich aus vielen Tonhöhen zusammen, die Ihr
Gehörsinn einzeln herausfiltern kann. Das ist bereits
eine natürliche Fourier-Transformation!
Ebenso ist weißes Licht ein Gemisch aus Licht
unterschiedlicher Wellenlängen bzw. Frequenzen.
Ein Prisma zerlegt dieses Gemisch in ein farbiges
Spektrum – das sind die Regenbogenfarben.
Die Fourier-Transformation ordnet einer Struktur/
einem Signal die einzelnen Wellen/Frequenzen zu,
aus denen es sich zusammensetzt. Dies nennt man
sein SPEKTRUM.

3 Vom Signal zum Bild
115
Vom Streifen zum Bild
Nun könnte man auf die Idee kommen, den gleichen
Frequenzkodiertrick in der y-Richtung anzuwenden,
um so ein 2-dimensionales Bild zu kodieren. Dann
könnten aber zwei verschiedene Voxel die gleiche
Frequenz besitzen und wären ununterscheidbar. Wir
müssen also einen anderen Weg gehen.
In der Zeit zwischen dem HF-Puls und dem Echo wird
kurzzeitig ein Gradient in y-Richtung geschaltet
Dadurch präzedieren die Spins kurzzeitig
verschieden schnell. Nachdem der Gradient wieder
abgeschaltet ist, besitzen die Spins längs der y-Achse
verschiedene Phasenlagen.
Dieser Vorgang ist die PHASENKODIERUNG. Der
zugehörige Gradient heißt PHASENKODIERGRADIENT
(GP ).
Welchen Sinn macht das?
Phase
Frequenz

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch den k-Raum
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Mit der Fourier-Transformation kann man
auch diese Phasenlagen wieder herausfiltern.
Das funktioniert allerdings nur, wenn wir für
die 256 verschiedenen y-Werte der
Messmatrix 256 Echos mit unterschiedlicher
Phasenkodierung erzeugen. In diesem Fall
sind das 256 PHASENKODIERSCHRITTE. Für eine
Matrix mit 256 × 256 Pixel müssen wir also
die Pulssequenz 256 mal wiederholen!
Zeile für Zeile wird so eine ROHDATENMATRIX
mit den Echos aufgefüllt (in der Grafik auf 8
verkürzt).
Diese Anordnung der Rohdaten nennt man
auch den k-RAUM (ein Begriff aus der
Wellenphysik).
... ... ... 256 mal

3 Vom Signal zum Bild
117
So funktioniert der k-Raum
Lassen Sie uns betrachten, was es mit
dem mysteriösen k-Raum auf sich hat. Die
Achsen kx und ky des k-Raums bezeichnen
sogenannte ORTSFREQUENZEN. Was soll
man sich darunter vorstellen?
Ebenso wie sich eine zeitliche
Schwingung aus Wellen verschiedener
Frequenzen zusammensetzt, lässt sich ein
Bild aus räumlichen Streifenmustern
komponieren! Das ist keine Analogie,
sondern Tatsache.
Der Rohdatenwert im k-Raum gibt an,
ob und wie stark ein bestimmtes
Streifenmuster zum Bild beiträgt. Ein
grobes Streifenmuster hat eine geringe
Ortsfrequenz (nahe beim Mittelpunkt),
ein feines Streifenmuster hat eine hohe
Ortsfrequenz (weiter außen).

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch den k-Raum
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Hier nur ein ganz einfaches Beispiel zur
Veranschaulichung. Schon die einfache
Überlagerung des waagerechten und des
senkrechten Streifenmusters erzeugt ein
komplexeres Grauwertmuster. Sie können sich
sicher vorstellen, dass durch die gewichtete
Überlagerung von Streifenmustern verschiedener
Ortsfrequenzen ein komplexes Bild dargestellt wird.
(Erinnern Sie sich an das Profil aus
Sinusschwingungen? siehe Seite 113)
Genau dies macht die 2-DIMENSIONALE
FOURIER-TRANSFORMATION. Sie berechnet aus
den Rohdatenwerten im k-Raum, also den
Gewichtungen der Streifenmuster, die
Grauwertverteilung im Bild und ordnet jedem
Pixel den zugehörigen Grauwert zu.
k-Raum Bildraum
Fourier Transformation

3 Vom Signal zum Bild
119
Rohdaten und Bilddaten gegenübergestellt
Sie haben gesehen: Einem Punkt im k-Raum
der Rohdaten entspricht keineswegs ein Pixel
im Bild, jedenfalls nicht direkt.
Vielmehr enthält jeder Teil der
Rohdatenmatrix Informationen des
gesamten Bildes – vergleichbar einem
Hologramm.
Die MITTLEREN ROHDATEN bestimmen die
grobe Struktur und den Kontrast im Bild.
Die ÄUSSEREN ROHDATEN liefern
Informationen über Ränder,
Kantenübergänge, Umrisse im Bild, also über
feinere Strukturen, und bestimmen letztlich
die Auflösung. Sie enthalten fast keine
Informationen über den Gewebekontrast.

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch den k-Raum
Vorgestellt: Die
Pulssequenz
Auf den Punkt gebracht
Durch die MR-Bildgebungstechnik
wird nicht das Bild direkt gemessen,
sondern es wird eine Messmatrix mit
Rohdaten gefüllt.
Zur Lokalisierung der einzelnen Voxel
werden Phasenkodiergradient und
Frequenzkodiergradient geschaltet.
Die Messmatrix verhält sich wie
ein k-Raum von Ortsfrequenzen.
Jede Ortsfrequenz entspricht einem
bestimmten Streifenmuster.
Durch eine 2-dimensionale
Fouriertransformation wird aus den
Rohdaten das MR-Bild berechnet.

3 Vom Signal zum Bild
121
Vorgestellt: Die Pulssequenz
Nun besitzen wir endlich alle Bausteine, um eine Pulssequenz zu verstehen.
Der grundlegende Ablauf einer Sequenz ist: HF-Anregung der Spins und
Schichtselektion, Phasenkodierung, Frequenzkodierung und Auslesen des Echos.
Das Pulsdiagramm
Als Beispiel wählen wir eine Spinecho-
Sequenz. Sie besteht aus dem 90°-Puls,
gefolgt von einem 180°-Puls, der in der
Echozeit TE das Spinecho erzeugt.
Diese Pulsfolge wird mit der
WIEDERHOLZEIT TR wiederholt, und zwar so
oft, wie der k-Raum mit Echos gefüllt wird.
Die Anzahl der Phasenkodierschritte,
sprich der Rohdatenzeilen, entspricht der
Anzahl der Wiederholungen der Sequenz.
Die Auflösung des Bildes in
Phasenkodierrichtung bestimmt also
weitgehend die Messzeit.
Messzeit = N P × TR
(N P : Anzahl der Phasenkodierschritte)
Spinecho

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
Die Schichtselektion
Zeitgleich mit dem 90°-Puls wird der
Vorgestellt: Die Pulssequenz
SCHICHTSELEKTIONSGRADIENT GS geschaltet (Balken
nach oben). Damit wird die Schicht ausgewählt.
Was bedeutet der zusätzliche Balken nach unten
bei GS ? Durch den Gradienten sind die Spinphasen
längs der Schichtdicke aufgefächert (dephasiert).
Man muss dies durch einen umgekehrten
Gradienten halber Zeitdauer wieder kompensieren
(Rephasierungsgradient).
Während des 180°-Pulses wird wieder der
Schichtselektionsgradient geschaltet, damit der
180°-Puls nur auf die Spins der zuvor angeregten
Schicht wirkt.
Spinecho

3 Vom Signal zum Bild
123
Die Phasenkodierung
Zwischen Schichtselektion und Spinecho
wird kurzzeitig der PHASENKODIER-
GRADIENT GP geschaltet. Er prägt den Spins
unterschiedliche Phasenlagen auf.
Für eine Matrix mit 256 Spalten und
256 Zeilen wird das Schaltschema der
Spinecho-Sequenz 256 mal mit der
Wiederholzeit TR wiederholt – mit jeweils
schrittweise wachsenden Phasenkodiergradienten.
Häufig werden die Phasenkodierschritte
in den Pulsdiagrammen durch eine
Vielzahl waagerechter Linien im Balken
abgekürzt, welche die unterschiedliche
Stärke – positiv wie negativ – darstellen.
Spinecho

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
Die Frequenzkodierung
Vorgestellt: Die Pulssequenz
Während des Spinechos wirkt der
Frequenzkodiergradient GF (zweiter langer Balken).
Da das Spinecho während dieser Zeit »ausgelesen«
wird, nennt man den Gradienten auch den
AUSLESEGRADIENTEN.
Durch den bloßen Auslesegradienten würde die
Spinpräzession in Richtung der Frequenzkodierung
unerwünschterweise aufgefächert. Während des
Echozeitpunktes TE wären die Spins dephasiert, und
es gäbe gar kein Spinecho. Dieses Problem kann
man durch einen zusätzlichen Gradienten umgehen.
Vor dem Auslesen können die Spins von einem
Gradienten umgekehrter Polarität und halber Zeitdauer
wie der Auslesegradient zunächst dephasiert
werden (Dephasierungsgradient). Durch diesen
Trick wird der Auslesegradient die Spins wieder
rephasieren, und zwar so, dass alle Spins in der Mitte
des Ausleseintervalls zum Zeitpunkt des maximalen
Spinechos wieder in Phase sind. Wenn, wie in
unserem Beispiel, der Dephasierungsgradient vor
dem 180°-Puls geschaltet wird, hat er die gleiche
Polarität wie der Auslesegradient. Denn der
180°-Puls kehrt die Phase der Spins ja selbst um.
Spinecho

3 Vom Signal zum Bild
125
Wir messen mehrere Schichten auf einmal
Die Echozeit TE ist stets bedeutend kürzer als die
Wiederholzeit TR. Im Zeitintervall zwischen dem
Auslesen des letzten Echos und dem nächsten
HF-Puls können wir daher weitere Schichten
anregen (im Beispiel z1 bis z4). So erhalten wir eine
MEHRSCHICHTSEQUENZ.
Durch diese Verschachtelung erhalten wir alle
notwendigen Schichten für eine
Untersuchungsregion während einer Messung.

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
So erzeugen wir 3D-Daten
Vorgestellt: Die Pulssequenz
Schnellere Sequenzen wie z.B. die Gradientenecho-
Sequenzen bieten einen Vorteil: Sie ermöglichen es,
aufgrund der kurzen Wiederholzeit 3D-Datensätze
zu erzeugen, aus denen sich dreidimensionale
Darstellungen rekonstruieren lassen.
Unterschiedliche Phasenlagen lassen sich räumlich
eindeutig zuordnen. Das ist das Grundprinzip der
Phasenkodierung. Eine Phasenkodierung können
wir zusätzlich in die Richtung der Schichtselektion
legen (in unserem Beispiel z). Dann haben wir eine
3D-BILDGEBUNG.
Durch die zusätzliche Phasenkodierung senkrecht
zur Bildebene und lückenlose Aufnahme erhalten
wir eine Information über ein räumliches Volumen
(3D-BLOCK, SLAB). Die Ebenen dieses Volumens
heißen auch PARTITIONEN.

3 Vom Signal zum Bild
127
Aus dem durch die 3D-Messung erzeugten
Datensatz kann die Nachverarbeitungs-Software
räumliche Ansichten rekonstruieren.

Die Schichten, aus
denen die Bilder
kommen
Ein Spaziergang durch
den k-Raum
Vorgestellt: Die Pulssequenz
Das Prinzip der MR-Bildgebung
Durch Schalten von Gradienten gewinnen
wir das Signalgemisch für ein Schnittbild
in zwei Schritten:
• Wir regen nur die Spins innerhalb einer
bestimmten Schicht an
(Schichtselektion).
• Anschließend erfassen wir durch
Frequenz- und Phasenkodierung in der
Schicht eine 2D-Messmatrix.
Mit Hilfe einer 2-dimensionalen Fourier-
Transformation rekonstruiert das
MR-System aus den gemessenen
Rohdaten das MR-Bild.

412

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenechos
Der große
Spielraum der
Kontraste
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
Die Qualität des Bildkontrastes ist
entscheidend für die diagnostische Relevanz
eines medizinischen Bildes. Die MR-Bildgebung
ist einzigartig in ihren Möglichkeiten,
den Bildkontrast zu kontrollieren, und erweitert
somit die diagnostischen Möglichkeiten.
Die Kunst der MR-Anwendung liegt in der
geschickten Wahl der Pulssequenz und in der
Kombination der Messparameter.
In diesem Kapitel stellen wir die wichtigsten
Pulssequenzen und Kontrasttypen dar.
Der Anhang dieses Kapitels bietet einen kurzen
Einblick in die MR-Spektroskopie.

4 Der große Spielraum der Kontraste
131
Spinechos und Kontrastgewichtungen
Am Beispiel einer Spinecho-Sequenz können wir die drei wichtigsten
Kontrasttypen der MR-Bildgebung zeigen: T1-Kontrast, T2-Kontrast und
Protonendichte-Kontrast. Alle drei Kontrastanteile tragen mehr oder weniger
zum Bildkontrast bei, doch üblicherweise ist einer kontrastbestimmend.
Die Hervorhebung eines Kontrastanteils nennen wir GEWICHTUNG.
Was bestimmt den Bildkontrast?
Wie erhalten wir im Bild einen möglichst
großen KONTRAST zwischen unterschiedlichen
Gewebetypen? Die Quermagnetisierungen
müssen räumlich verschieden
sein. Dort, wo das Bild helle Pixel zeigt, ist
das Signal stärker, schwächere Signale
ergeben dunklere Pixel.
Wovon hängt die Signalstärke ab? Sicher
von der Protonendichte im jeweiligen
Voxel: Je mehr Protonen zur Magnetisierung
beitragen, um so stärker ist das
Signal.
Noch wichtiger für die medizinische
Diagnostik ist jedoch der Einfluss der
beiden Relaxationskonstanten T1 und T2 auf den Bildkontrast.

Spinechos und Kontrastgewichtungen
TE und TR
Kontraste mit
Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenchos
Erinnern Sie sich an den Ablauf der Spinecho-
Sequenz? Auf einen 90°-Puls folgt nach der
Zeitspanne τ ein 180°-Puls. Es entsteht nach der
Echozeit TE = 2τ ein Spinecho.
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
Diese Pulsfolge 90°–180° muss so oft wiederholt
werden, bis alle Phasenkodierschritte der
Messmatrix gemessen sind (z.B. 256 mal). Den
zeitlichen Abstand der Wiederholungen nennt man
die REPETITIONSZEIT TR (oder auch Wiederholzeit).
TE und TR sind die wichtigsten Parameter zur
Kontraststeuerung einer Spinecho-Sequenz.
Lassen Sie uns verfolgen, wie sich diese beiden
Zeitparameter auf den Bildkontrast auswirken.
τ τ
Spinecho

4 Der große Spielraum der Kontraste
133
Protonendichte-Kontrast
Wir betrachten im folgenden drei
unterschiedliche Gewebetypen (1, 2, 3)
mit verschiedenen Relaxationszeiten.
Direkt nach dem 90°-Puls beginnt die
Längsrelaxation. Die Längsmagnetisierungen
Mz der drei Gewebe wachsen
unterschiedlich schnell wieder an.
Ihre Maximalwerte entsprechen den
PROTONENDICHTEN, also der Anzahl der
Wasserstoffprotonen pro Volumeneinheit.
Durch einen wiederholten 90°-Puls
nach der Zeit TR werden die aktuellen
Längsmagnetisierungen in Quermagnetisierungen
Mxy überführt und
erzeugen Signalanteile unterschiedlicher
Stärke.
TR lang TE kurz
PD-Kontrast

Spinechos und Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenchos
Wenn wir die Wiederholzeit TR genügend lang
wählen, hängt der Signalunterschied der Gewebe
nach einem wiederholten 90°-Puls wegen der fast
vollständigen Längsrelaxation vor allem von den
Protonendichten der Gewebe ab.
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
Wenn wir daher die Echos kurz nach den
wiederholten 90°-Pulsen erzeugen, also mit kurzer
Echozeit TE, erhalten wir ein protonendichtegewichtetes
Bild (abgekürzt PD).
In der Praxis wählt man das TR einer Spinecho-
Sequenz selten länger als 2 bis 3 Sekunden.
Gewebetypen mit langer T1-Konstante, z.B. Liquor,
sind dann allerdings noch längst nicht vollständig
erholt.
PROTONENDICHTE-KONTRAST
TR lang – TE kurz
Protonendichte-
Kontrast:
TR lang (2 500 ms)
TE kurz (15 ms)
Je größer die
Protonendichte eines
Gewebetyps, um so
heller erscheint es im
PD-Bild.

4 Der große Spielraum der Kontraste
135
T 2 -Kontrast
Bleiben wir bei der langen Wiederholzeit
TR. Was geschieht, wenn wir nun auch die
Echozeit TE lang wählen?
Die Signalkurven nehmen wegen der
T2-Relaxation ab und kreuzen sich. Der
Einfluss der Protonendichten geht verloren.
Mit wachsender Echozeit laufen die
Signale wieder auseinander, nun kommt
der Einfluss der T2-Relaxation ins Spiel.
Wir erhalten ein T2-GEWICHTETES Bild.
Die Signalstärke der Spinechos hängt
typischerweise vom T2-Abfall ab.
TR lang
TE lang
T2-Kontrast

Spinechos und Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenchos
Der Bildvergleich zeigt das Verhalten des
T2-Kontrastes bei anwachsender Echozeit TE.
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
Mit wachsender Echozeit tritt der Einfluss der
Protonendichte in den Hintergrund. Der T2-Kontrast hängt stark vom gewählten TE ab. Das optimale TE
eines T2-gewichteten Bildes ist ein Mittelwert aus
den T2-Konstanten der darzustellenden Gewebe
(hier zwischen 80 ms und 100 ms).
Bei allzu langer Echozeit (letztes Bild) ist der Zerfall
der Quermagnetisierungen so weit fortgeschritten,
dass der Signalanteil mancher Gewebearten im
unvermeidlichen Signalrauschen untergeht.
T 2-KONTRAST
TR lang – TE lang
60 ms
90 ms
120 ms
Bildvergleich zum
T2-Kontrast: TR lang (2 500 ms)
TE anwachsend
Liquor mit langem T2 erscheint hell im
T2-gewichteten Bild.

4 Der große Spielraum der Kontraste
137
T 1 -Kontrast
Was geschieht, wenn wir eine kurze
Wiederholzeit TR wählen, so dass die
T1-Relaxation noch lange nicht zu Ende
gekommen ist? Dann sind die Signale
natürlich schwächer und der Kontrast
nimmt mit wachsender Echozeit schnell
ab. Wir müssen daher auch die Echozeit
TE so kurz wie möglich wählen.
Das kurze TR blendet den Einfluss der
Protonendichten aus, das kurze TE den
Einfluss der T2-Relaxationen. Der
Unterschied in den Signalstärken hängt
weitgehend von den vorherigen
Längsmagnetisierungen ab, also von den
T1-Relaxationen der Gewebe: Wir erhalten
ein T1-GEWICHTETES Bild.
TR kurz
T 1 -Kontrast
TE kurz

Spinechos und Kontrastgewichtungen
T 1-KONTRAST
Kontraste mit
Inversion Recovery
TR kurz – TE kurz
Kontraste mit
Gradientenchos
Der Bildvergleich zeigt weitgehenden T1-Kontrast, wenn sowohl TR als auch TE kurz sind.
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
Bei längeren Echozeiten nimmt nicht nur der
T1-Kontrast sehr stark ab, sondern auch das
messbare Signal. Die Kombination von kurzer
Wiederholzeit und langer Echozeit ist offensichtlich
unbrauchbar.
Normale Weichteilgewebe unterscheiden sich nur
gering in den Protonendichten. Sie zeigen jedoch
unterschiedliche T1-Relaxationen. Daher eignet sich
die T1-gewichtete Bildgebung gut zur anatomischen
Darstellung.
15 ms
60 ms
90 ms
120 ms
Bildvergleich zum
T1-Kontrast: TR kurz (500 ms)
TE anwachsend
Liquor mit langem T1 erscheint dunkel im
T1-gewichteten Bild.
Das optimale TR
entspricht ungefähr der
durchschnittlichen
T1-Konstante der
darzustellenden
Gewebetypen, bei 1,0
bis 1,5 Tesla zwischen
400 ms und 600 ms.

4 Der große Spielraum der Kontraste
139
Mehrfachechos messen
Mit einer MULTIECHO-SEQUENZ können wir
zwei oder mehr Spinechos erzeugen. Die
Signalstärke der Echos nimmt mit der
T2-Relaxation ab. Über diesen Signalabfall
können wir aus den Daten ein reines
T2-BILD berechnen, ohne T1-Anteile. Ebenso können wir aus den Signalstärken
mehrerer Spinecho-Messungen mit
unterschiedlicher Wiederholzeit TR,
jedoch gleich kurzer Echozeit TE, ein
reines T1-BILD berechnen.
Mit einer DOPPELECHO-SEQUENZ (z.B.
TE1 = 15 ms und TE2 = 90 ms) erhalten
wir sowohl das Protonendichte-Bild als
auch das T2-gewichtete Bild aus einer
einzigen Messung.
1
2 3

Spinechos und Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Auf den Punkt gebracht
Kontraste mit
Gradientenchos
Der Bildvergleich zeigt die drei wichtigen
Kombinationen von TR und TE und ihre
resultierenden Kontrastgewichtungen:
• T1-Kontrast (TR kurz, TE kurz)
• T2-Kontrast (TR lang, TE lang)
• Protonendichte-Kontrast (TR lang, TE kurz)
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
In der Spinecho-Bildgebung sind die Wirkungen von
T1 und T2 gegensätzlich: Gewebe mit längerem T1 erscheint dunkler im T1-gewichteten Bild, Gewebe
mit längerem T2 erscheint heller.
TR
PD T2
T1
kurz lang
lang
kurz
TE

4 Der große Spielraum der Kontraste
141
Kontraste mit Inversion Recovery
Die Inversion-Recovery-Sequenz ist eine Spinecho-Sequenz mit vorgeschaltetem
180°-Puls. In der MR-Technik verwendet man häufig PRÄPARATIONSPULSE vor der
eigentlichen Sequenz. Wir wollen betrachten, wie man auf diese Weise den
Bildkontrast manipulieren kann.
Erst Invertierung, dann Erholung
Die INVERSION-RECOVERY-SEQUENZ (IR)
besitzt die typische Pulsfolge 180°–90°–
180°. Die Längsmagnetisierungen
werden zunächst durch den
180°-PRÄPARATIONSPULS in die
Gegenrichtung umgeklappt – invertiert.
Dabei werden natürlich keine
Quermagnetisierungen erzeugt und
somit auch kein MR-Signal.
Das Intervall zwischen 180°-Puls und
90°-Anregungspuls wird INVERSIONSZEIT TI
genannt. Innerhalb dieses Zeitraums
erholen sich die Längsmagnetisierungen.
Durch den anregenden 90°-Puls werden
die augenblicklichen Längsmagnetisierungen
in Quermagnetisierungen
umgewandelt.
Spinecho

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit Inversion Recovery
Stark im T 1 -Kontrast
Kontraste mit
Gradientenchos
Während die Stärke der Spinecho-Sequenz im
T2-Kontrast liegt, erzeugt die Inversion-Recovery-
Sequenz einen höheren T1-Kontrast. Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
Da die Längsmagnetisierungen bei der IR-Sequenz
wegen der Invertierung aus dem negativen Bereich
relaxieren, dauert die T1-Relaxation länger. Durch
den versetzten Nulldurchgang bei verschiedenen
Gewebearten entsteht eine größere Aufspaltung der
Kurven und dadurch der höhere T1-Kontrast. Wir
optimieren nun den Kontrast durch die Wahl der
Inversionszeit TI.
Wir können die IR-Sequenz benutzen, um auch
kleinste T1-Kontraste, z.B. im Gehirn von
Neugeborenen, darzustellen. Nachteil ist die längere
Messzeit. Außerdem misst man – je nach Wahl von TI
– weniger Schichten als mit der T1-gewichteten Spinecho-Technik.

4 Der große Spielraum der Kontraste
143
Grau in Grau und Nullsignal
Betrachten wir die Kurven der
Längsrelaxation für einen besonderen
Fall. TI ist so gewählt, dass das schneller
relaxierende Gewebe (a) bereits den
Nulldurchgang passiert hat, das
langsamer relaxierende Gewebe (b)
jedoch noch nicht.
Falls nur der Betrag der Signale in den
Bildkontrast eingeht, kann er sehr
verwirrend sein. Denn er unterscheidet
nicht zwischen positiven und negativen
Längsmagnetisierungen. Gewebearten
mit unterschiedlichen T1-Konstanten würden mit gleichem Grauwert
dargestellt werden!
!
a
b

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenchos
Der Bildvergleich zeigt den Einfluss der
Inversionszeit TI auf den Kontrast im Gehirn.
Die Signale von weißer bzw. grauer Gehirnmasse
können verschwinden.
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
100 ms
200 ms
300 ms
400 ms
Bildvergleich zum
Kontrast mit
Inversion-Recovery:
TI anwachsend
Das Signal von weißer
Gehirnmasse nimmt bei
größer werdender
Inversionszeit TI ab und
erreicht bei TI = 300 ms
seinen Nulldurchgang.
Bei TI = 400 ms hat das
Signal der grauen
Gehirnmasse (mit
längerem T1 ) seinen
Nulldurchgang erreicht,
während das Signal der
weißen Gehirnmasse
wieder ansteigt.

4 Der große Spielraum der Kontraste
145
T 1 -Kontrast auf voller Breite
Wie können wir den Kontrast zwischen
unterschiedlichen Gewebetypen
garantieren? Indem wir die Orientierung
der Längsmagnetisierungen
berücksichtigen.
Die positiven und negativen
Längsmagnetisierungen werden ja durch
den 90°-Anregungspuls in
Quermagnetisierungen mit 180°
Phasendifferenz übergeführt. Wenn wir
bei der Bildrekonstruktion neben dem
Betrag auch diese Phasenlage der Signale
berücksichtigen, können wir die Signale
wieder den ursprünglich positiven oder
negativen Längsmagnetisierungen
zuordnen. Damit wird der T1-Kontrast auf
seiner vollen Breite wiedergegeben.

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenchos
Diese Technik, durch Phasenrekonstruktion
die wahren Positionslagen der
Längsmagnetisierungen zu berücksichtigen,
heißt auch TRUE INVERSION-RECOVERY. Sie
findet ihre Anwendung vor allem in der
Pädiatrie.
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
Der Bildhintergrund,
üblicherweise schwarz,
wird bei
phasensensitiver
Rekonstruktion mit
mittlerem Grauwert
dargestellt.

4 Der große Spielraum der Kontraste
147
Additiver T 1- und T 2-Kontrast
Sie erinnern sich an die Spinecho-
Bildgebung: Gewebe mit längerem T1 erscheint dunkler im Bild, Gewebe mit
längerem T2 erscheint heller. T1 und T2 wirken also gegeneinander.
Mit einer kurzen Inversionszeit erzielt
die Inversion-Recovery-Technik einen
eigentümlichen Kontrast: additive T1- und T2-Wichtung. (Diese Sequenz
nennt man STIR = Short TI Inversion
Recovery).
Gewebe mit langem T1 (b, c) haben in
diesem Fall noch negative Längsmagnetisierungen.
Sie erzeugen nach
dem anregenden 90°-Puls die
stärkeren Signale (T1-Anteil). Mit
längerer Echozeit wird der Kontrast
noch verstärkt (T2-Anteil). T1- und
T2-Effekt summieren sich also.

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenchos
Im T1-gewichteten Bild erscheint Fett sehr
hell. Dies führt oft zu Überstrahlungen und
Bewegungsartefakten.
Idealerweise wählen wir TI so, dass Fett mit
dem kürzesten T1 gerade den Nulldurchgang
der Längsmagnetisierung erreicht hat (a).
TI muss hierzu 0,69 T1 betragen. Hierdurch
wird das Fettsignal unterdrückt (TI = 180 ms
bei 1,5 Tesla und TI = 160 ms bei 1,0 Tesla).
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
STIR-Bildbeispiel:
Das Fettsignal ist im
Bereich der Orbita
unterdrückt. Der
Sehnerv lässt sich
exzellent abgrenzen.

4 Der große Spielraum der Kontraste
149
Kontraste mit Gradientenechos
Je weiter man die Wiederholzeit TR einer Spinecho-Sequenz verringert,
desto weniger Zeit bleibt für die T1-Relaxation: Die Spinechos werden schwach.
Mit einem Kippwinkel kleiner als 90° kann man das MR-Signal wieder erhöhen
und darüberhinaus die Messzeit verkürzen. Hierzu verwendet man
Gradientenechos.
Wiederholzeit verkürzen ohne Signalverlust
Was geschieht, wenn der Kippwinkel α
einer Pulssequenz kleiner als 90° ist? Es
wirkt dann nicht die gesamte verfügbare
Magnetisierung M in der xy-Ebene,
sondern nur ein Teil wird in eine
Quermagnetisierung Mxy umgewandelt.
Andererseits wird die Längsmagnetisierung
nach einem solchen α-PULS nicht
Null, sondern hat weiterhin einen, wenn
auch verringerten, Betrag Mz .
Beispielsweise erzeugt ein HF-Puls mit
einem Kippwinkel von 20° eine schon
ausreichend hohe Quermagnetisierung
von 34 % des Maximalwerts. Die verbleibende
Längsmagnetisierung beträgt in
diesem Fall 94 % ihres Maximalwerts.
Dies erlaubt sehr kurze Wiederholzeiten:
die Messzeit wird stark reduziert.
Beim nächsten Puls steht also wieder eine
hohe Längsmagnetisierung zur
Verfügung. Bei sehr kurzer Wiederholzeit
(kleiner als T1 ) wird daher mit einem
20°-Puls ein stärkeres MR-Signal erzeugt,
als mit einem 90°-Puls!

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Optimaler Kippwinkel und Steady State
Kontraste mit Gradientenechos
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
Für einen Gewebetyp mit einem bestimmten T1 entsteht ein maximales Signal bei einem definierten
Kippwinkel, dem sogenannten ERNST-WINKEL. Dieser
optimale Kippwinkel hängt von der gewählten
Wiederholzeit TR ab.
Sie wissen, dass die Längsmagnetisierung sich um so
schneller erholt, je kleiner sie ist (exponentieller
Wachstumsprozess). Nach jedem Kippen um den
Winkel α wird die verbleibende Längsmagnetisierung
kleiner als zuvor (bei 20° also 94 % von 94 %
usw.). Sie erholt sich dann jedoch jeweils um so
schneller. Nach wiederholten α-Pulsen entsteht ein
Gleichgewicht zwischen diesen beiden gegensätzlichen
Tendenzen: Die Längsmagnetisierung
bleibt nach jedem Puls gleich groß. Dieser
Gleichgewichtszustand heißt auch STEADY STATE.

4 Der große Spielraum der Kontraste
151
Quermagnetisierung zerstören (FLASH) ...
Bei sehr kurzer Wiederholzeit TR besteht
jeweils vor dem Einstrahlen der
wiederholten α-Pulse noch eine restliche
Quermagnetisierung.
Die FLASH-Sequenz arbeitet mit dem
Steady State der Längsmagnetisierung.
Die verbleibende Quermagnetisierung vor
dem wiederholten α-Puls wird durch
starke Gradientenpulse zerstört.
FLASH ist die Abkürzung für Fast Low
Angle Shot.
Gradientenecho

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Die Kontrastmechanismen einer
Gradientenecho-Sequenz sind
reichhaltiger als bei der Spinecho-Technik
und sehr komplex. Mit einer FLASH-
Sequenz können wir folgende Kontraste
erzeugen.
• T1-Kontrast: TR kurz (40–150 ms)
TE kurz (5–10 ms)
α mittel bis groß (40°–80°)
• T2 *-Kontrast:
TR lang (500 ms)
TE relativ lang (18–40 ms)
α klein (5°–20°)
• Protonendichte-Kontrast:
TR lang (500 ms)
TE kurz
α klein (5°–20°)
Kontraste mit Gradientenechos
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
T1
T2*
PD
Bildvergleich der
FLASH-Kontraste

4 Der große Spielraum der Kontraste
153
... oder Quermagnetisierung nutzen (FISP)
Die FISP-Sequenz nutzt den Steady State
der verbleibenden Quermagnetisierung.
Um eine gleichbleibende Quermagnetisierung
zu erhalten, werden die
dephasierenden Gradienten in
Phasenkodierrichtung (GP ) nach dem
Echo durch umgekehrt gepolte
Gradienten wieder kompensiert.
FISP ist die Abkürzung für Fast Imaging
with Steady-state Precession.
Gradientenecho
Der negative α-Puls (–α) deutet an, dass die Magnetisierung
bei FISP jeweils nach der Wiederholzeit TR abwechselnd in die
entgegengesetzte Richtung gekippt wird.

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Die Längsmagnetisierung hängt von T1 ab, die Quermagnetisierung von T2 *.
Der Kontrast bei FISP ist eine Funktion des
Verhältnisses von T1 zu T2 * und im
wesentlichen von TR unabhängig.
• T1 /T2 *-Kontrast:
TR kurz
TE kurz
α mittel
Die Wiederholzeit TR sollte so kurz wie
möglich gewählt werden. Bei langem TR
verhält sich FISP wie FLASH.
Kontraste mit Gradientenechos
Anhang: Eine kurze
Visite in der
MR-Spektroskopie
T1/T2*
Kontrast mit FISP 3D

4 Der große Spielraum der Kontraste
155
Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie
Zum Ende des Kapitels über Kontraste möchten wir kurz eine andere,
ursprünglich ältere, MR-Technik darstellen, die mittlerweile klinisch genutzt wird:
die MR-Spektroskopie. Wir beschränken uns hier auf die einfachste Methode, dem
Einzelvolumenverfahren bei Wasserstoffprotonen (Single Voxel Spectroscopy,
SVS).
Vom FID zum Peak
In der MR-Spektroskopie wird das
MR-Signal, wie in der MR-Bildgebung
auch, als Funktion der Zeit gemessen:
der FID, eine schnell abnehmende
Hochfrequenzschwingung. Neben dem
FID werden auch Echosignale benutzt.
Durch eine einfache Fourier-
Transformation wird diese Schwingung in
eine Darstellung ihrer Frequenzanteile
überführt. Das ist das SPEKTRUM.
Diese Transformation ist eine eindeutige
Überführung des Signals aus dem
ZEITBEREICH in den FREQUENZBEREICH.
Zeitbereich
Fourier Transformation
Frequenzbereich

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenchos
Wenn das Signal idealerweise nur eine Frequenz
trägt (Sinusschwingung), besteht das zugehörige
Spektrum nur aus einer feinen SPEKTRALLINIE
(Resonanzlinie) an der zugehörigen Frequenz.
Wegen des Signalabfalls verbreitert sich bei MR die
Resonanzlinie zu einem PEAK.
Der Peak repräsentiert die Resonanzfrequenz im
gemessenen Voxel. Das Interessante daran ist: Die
Fläche unter dem Peak ist proportional der Anzahl
der signalgebenden Kerne (hier also der Protonendichte).
Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie

4 Der große Spielraum der Kontraste
157
Die Chemische Verschiebung
In fast allen Biomolekülen sind mehrere
Wasserstoffatome an verschiedenen
Positionen gebunden. Verschiedene
Positionen bedeuten unterschiedliche
chemische und damit meist auch
unterschiedliche magnetische
Umgebungen. Das lokale Magnetfeld ist
reduziert bzw. erhöht, die 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.
Dank der chemischen Verschiebung
können wir Molekülbausteine, Moleküle
und Substanzen voneinander
unterscheiden.
Beispiel Methanol (CH3OH): Das Verhältnis der
Peakflächen beträgt 3:1. Dadurch lassen sich die Peaks
entweder der Hydroxylgruppe (OH) oder den
3 gleichwertigen Wasserstoffatomen der Methylgruppe
(CH3 ) zuordnen.
Das Maß der chemischen Verschiebung drückt man in δppm aus (ppm = parts per million). δppm = –1,5 bedeutet,
die Frequenz der OH-Gruppe ist um 1,5 millionstel
verringert (bei 40 MHz Larmorfrequenz also um 60 kHz).

Spinechos und
Kontrastgewichtungen
Kontraste mit
Inversion Recovery
Kontraste mit
Gradientenchos
Die Feinaufspaltung der Resonanzlinien
Nicht alle Kerne liefern einfache Resonanzlinien
(Singuletts). Einige Kerne weisen eine charakteristische
Feinaufspaltung der Linien auf, wie Tripletts oder
Quartetts. Ursache hierfür ist eine magnetische
Wechselwirkung der Kerne untereinander, die sogenannte
SPIN–SPIN-KOPPLUNG.
Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie
In der Praxis benutzt
man zum Vergleich
von Spektren nicht
die Peakflächen
selbst, sondern
relative Signalintensitäten.
Mit ihrer Hilfe kann
man an Patienten
gemessene Spektren
in gesundem und
pathologischem
Gewebe vergleichen.

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
Die schnelle
Bildgebung
SMASH und SENSE:
Parallele
Akquisitionstechniken
Dank der ultraschnellen Bildgebung
liegt die Messzeit einer Schicht heute im
Subsekundenbereich. Um die Bildgebung mit
MR zu beschleunigen, werden vor allem die
bekannten Spinecho- und Gradientenecho-
Techniken zeitlich optimiert. Eine verbreitete
Methode ist, die bestehende Messmatrix
schneller mit Echos aufzufüllen als in der
konventionellen Technik. Wir zeigen im
folgenden zwei typische Repräsentanten dieser
Methode: TurboSE und EPI.
Neu und herausragend sind die Parallelen
Akquisitionstechniken. Sie optimieren die
Auffüllung der Messmatrix räumlich. Hierzu
verwendet man parallel die MR-Signale aus
mehreren Spulenelementen.

5 Die schnelle Bildgebung
161
Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos
Turbo-Spinecho-Sequenzen (TurboSE) verkürzen deutlich die Messzeit. Sie haben
die konventionelle Spinecho-Technik weitgehend ersetzt. In der Zeit, in der eine
Spinecho-Sequenz ein einziges Echo aufnimmt, erzeugt eine TurboSE-Sequenz
eine ganze Serie von Echos.
Schneller geht’s mit dem Echozug
Wie beschleunigt eine TurboSE-Sequenz
die Messung? Sie erzeugt pro
90°-Anregung nicht nur ein Spinecho,
sondern eine ganze Serie von Echos:
einen ECHOZUG.
Jedes Echo des Echozuges erhält eine
andere Phasenkodierung (GP ) und füllt
eine Zeile der Rohdatenmatrix.
Die Länge des Echozuges bestimmt den
maximalen Zeitgewinn. Das ist der
TURBOFAKTOR (z.B. 7 oder 15).
Der Bildkontrast wird im wesentlichen
durch das mittlere Echo bestimmt, bei
dem der Phasenkodiergradient null ist.
Der zeitliche Abstand zwischen 90°-Puls
und mittlerem Echo ist die EFFEKTIVE
ECHOZEIT TE eff.

Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
Segmentierter k-Raum
SMASH und SENSE:
Parallele
Akquisitionstechniken
Wie wird die Rohdatenmatrix einer
TurboSE-Sequenz gefüllt? Für eine Matrix
255 × 256 benötigt man bei einem
Echozug von 15 Echos nur 255/15 =
17 Anregungen. Statt 255 mal muss die
Sequenz also nur 17 mal wiederholt
werden.
Der k-Raum wird hierzu SEGMENTIERT:
Innerhalb der Wiederholzeit TR wird nicht
wie bei der konventionellen Technik nur
eine Rohdatenzeile aufgenommen,
sondern eine ganze Serie.
Beispielsweise besteht der k-Raum aus
15 Segmenten (= Turbofaktor) mit je
17 Zeilen. Die Gesamtzahl der Zeilen ist
ein ganzzahliges Vielfaches der
Echoanzahl (15 × 17 = 255).
Mit jeder Messung werden die
Rohdatenzeilen also segmentweise
aufgefüllt, wie bei einem »Kamm«. Dieses
»Kämmen« muss in unserem Beispiel
17 mal wiederholt werden.
15 Echos
1 Segment
17 Zeilen = Zahl der Anregungen

5 Die schnelle Bildgebung
163
T 2 -Bildgebung mit TurboSE
TurboSE-Sequenzen werden überwiegend in der
T2-gewichteten Bildgebung verwendet. Der
auffallendste Unterschied zur Spinecho-Technik ist
das helle Fettsignal selbst in stark T2-gewichteten Bildern. (T1-gewichtete TurboSE-Sequenzen werden
zum Beispiel zur Aufnahme der Wirbelsäule
benutzt.)
Je länger der Echozug bei festem TR, um so kürzer ist
die Messzeit. Dann können wir simultan nur weniger
Schichten aufnehmen. Auch ist der T2-Zerfall stärker.
Dies kann die Auflösung in Phasenkodierrichtung
verringern, besonders bei Geweben mit kurzem T2 .
Um das Auffinden auch kleiner Hämorrhagien z.B.
im Gehirn zu sichern, verwendet man zur
Kontrastverbesserung ein längeres TR und eine
höhere Auflösung. Die Messzeitverkürzung ist dann
zwar mit beispielsweise Faktor 6 geringer als der
Turbofaktor von 15, aber immer noch eine
signifikante Beschleunigung.
TurboSE-Sequenzen bieten einen besseren Kontrast
zwischen weißer und grauer Gehirnsubstanz.
Gerade im neuroradiologischen Bereich möchte
man nicht mehr auf die hochauflösenden
Möglichkeiten einer TurboSE-Sequenz verzichten.
Bildvergleich T 2 -Spinecho
T 2 -Turbo-Spinecho

Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
SMASH und SENSE:
Parallele
Akquisitionstechniken
Auf den Punkt gebracht
Eine TurboSE-Sequenz erzeugt eine
Serie von Spinechos je Anregung.
Das ist der Echozug.
Der k-Raum ist segmentiert. Bei einem
Echozug von beispielsweise 15 Echos
(= Turbofaktor) benötigt man nur
noch 17 Anregungspulse. Auf diese
Weise wird die Messzeit signifikant
verkürzt.
TurboSE-Sequenzen werden
vorwiegend in der T2-gewichteten Bildgebung eingesetzt.
Ausblick
Eine Weiterentwicklung
der
TurboSE-Technik
bietet die Kombination
mit einem
Inversionspuls
(Turbo Inversion
Recovery, TIR), die
Kombination mit
Half-Fourier-
Bildgebung (Half
Fourier Acquired
Single Shot Turbo
Spin Echo, HASTE)
oder der zusätzliche
Einbau von
Gradientenechos
(Turbo Gradient Spin
Echo, TurboGSE).

5 Die schnelle Bildgebung
165
Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI)
Die Echoplanare Bildgebung (EPI, Echoplanar Imaging) ist die zur Zeit schnellste
MR-Bildgebungstechnik. Geschwindigkeit ist ihr Hauptmerkmal. In der gleichen
Zeit, in der eine konventionelle schnelle Pulssequenz ein einziges Bild erzeugt,
nimmt EPI eine ganze Serie von Bildern auf.
Nur ein Schuss ...
EPI ist ein EINZELSCHUSS-VERFAHREN
(Single Shot). Das heißt, eine EPI-Sequenz
verwendet zur Messung eines ganzen
Bildes nur noch einen einzigen
Anregungspuls.
Der Auslesegradient wird bipolar
geschaltet. Er erzeugt innerhalb des FIDs
einen vollständigen Echozug von
ansteigenden und abfallenden
Gradientenechos mit wechselnden
Vorzeichen. Die Anzahl der
Gradientenechos ergibt den EPI-FAKTOR.
Wegen des schnellen T2 *-Abfalls des FIDs
bleibt zur Erzeugung der Echos nur etwa
100 ms Zeit. Daher wird das Auslesen im
allgemeinen auf 64 bis 128 Echos
beschränkt.
Die EPI-Matrix ist somit zwischen 64 × 64
und 128 × 128 groß, entsprechend
beträgt der EPI-Faktor 64 bis 128.
Die EFFEKTIVE ECHOZEIT TEeff fällt mit dem
Signalmaximum zusammen.

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI)
SMASH und SENSE:
Parallele
Akquisitionstechniken
Zwischen den einzelnen Gradientenechos
wird der Phasenkodiergradient kurz
geschaltet, um in die nächste Rohdatenzeile
zu gelangen (»Blips«). Die Messmatrix
wird im »Zick-Zack« abgetastet
(mäanderförmig).
Auf diese Weise können wir mit
EPI-Sequenzen diagnostische Bilder in nur
50 bis 100 Millisekunden aufnehmen.
Diese Bilder sind völlig frei von
Bewegungsartefakten. Daher eignet sich
EPI zum Beispiel zur Untersuchung
dynamischer Vorgänge und zur
diffusionsgewichteten Bildgebung,
welche Bewegung in molekularer
Größenordnung darstellt.
Anwendung findet EPI vor allem in der
Diffusion und Hirnperfusion und in der
funktionellen Neurobildgebung (BOLD
Imaging).

5 Die schnelle Bildgebung
167
Kontraste mit Single-Shot-EPI
EPI ist im Grunde ein Auslesemodul.
Das EPI-Sequenzschema lässt sich mit beliebigen
Präparationspulsen kombinieren (Spinecho,
Inversion Recovery u.a.). Auf diese Weise können wir
mit EPI-Sequenzen vielfältige Kontraste erzielen. Da
die Echos mit T2 * abfallen, besitzen die Bilder immer
auch einen T2 *-Anteil, der je nach Grundkontrast
unterschiedlich stark ins Gewicht fällt.
Als Einzelschussverfahren (single shot) zeigt EPI
keinerlei T1-Kontrast. EPI-FID-SEQUENZEN erzeugen einen guten
T2 *-Kontrast, der mit der Echozeit zunimmt.
EPI-SPINECHO-SEQUENZEN verhalten sich wie
konventionelle Spinecho-Sequenzen mit unendlich
langem TR. Langes T2 ergibt scharfe Bilder. Bei
Gewebe mit kurzem T2 kann das Bild unschärfer
sein.
Bildvergleich: Starker Diffusionskontrast, schwacher
Diffusionskontrast
EPI-DIFFUSIONSSEQUENZEN besitzen zusätzliche
Diffusionsgradienten. Sie reagieren sensitiv auf
molekulare Bewegung. Sie machen die
Selbstdiffusion von Wasser in Gewebe sichtbar.
Der Vorteil der ultraschnellen EPI-Messung:
Körperbewegungen werden eingefroren, welche bei
konventionellen Sequenzen Artefakte erzeugen
würden, die den Diffusionskontrast überblenden.

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI)
Segmentierte EPI-Sequenzen
SMASH und SENSE:
Parallele
Akquisitionstechniken
Single-Shot EPI-Sequenzen reagieren sehr
empfindlich auf sogenannte »Offresonanz-Effekte«.
OFFRESONANZ bedeutet, dass Spins außerhalb der
angeregten Schicht zum MR-Signal beitragen. Dies
kann zu Artefakten im Bild führen.
Messtechnisch zeigt sich dieser Effekt als eine
Verschiebung der Rohdaten in Phasenkodierrichtung.
Diese Datenverschiebung wächst mit dem
Echoabstand (Echo Spacing) und der Länge des
Echozuges.
Durch eine segmentierte Abtastung der Messmatrix
(wie im vorherigen Kapitel zu TurboSE erläutert)
wird der Echozug verkürzt. Die Verschiebung in
Phasenkodierrichtung wird verringert und damit der
sichtbare Artefakt reduziert.
Bildvergleich: Single-Shot EPI-Bild mit
Verzerrungsartefakt, das segmentierte EPI-Bild
(rechts) zeigt eine deutliche Reduktion der
Verzerrungen im Bereich der Augen

5 Die schnelle Bildgebung
169
SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken
Die Geschwindigkeit der MR-Bildgebung wird durch die Phasenkodierung begrenzt.
Schnelle Pulssequenzen erreichen ihre Schnelligkeit vor allem durch zeitlich
optimierte Gradientenpulse. Die maximal möglichen Schaltraten der Gradienten sind
ein limitierender Faktor. Zur weiteren Steigerung der Geschwindigkeit gehen wir
neue Wege: Parallele Datenakquisition mit mehreren Spulen.
Nicht sequenziell ...
Die üblichen schnellen Pulssequenzen
nehmen ihre Daten SEQUENZIELL auf:
sie füllen zeilenweise den k-Raum mit
Rohdaten (vergleichbar der Arbeitsweise
eines Faxgerätes). Jede einzelne Zeile
benötigt eine separate Anwendung von
Gradientenpulsen. Vor allem der
Phasenkodiergradient stellt den zeitlichen
Engpass dar.
Beispiel: Um Bewegungsartefakte zu
vermeiden, muss der Patient bei einer
konventionellen Herzuntersuchung für
jede Aufnahme etwa 20 Sekunden den
Atem anhalten. Einem herzkranken
Patienten ist dies oft nicht möglich.
Die bisher dargestellten MR-Techniken
stoßen hier an ihre Grenzen.

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
... sondern parallel
Möchten Sie uns bei einem Gedankenexperiment
folgen? Eine HF-Spule ist ein Empfänger für die
MR-Signale. Angenommen, wir würden statt einer
einzigen Spule so viele räumlich angeordnete
Empfänger benutzen können, wie wir Auflösung in
Phasenkodierrichtung benötigen (grob vergleichbar
der Arbeitsweise einer modernen Digitalkamera).
Dann müssten wir eine Pulssequenz nicht
wiederholen, sondern könnten vollständig auf die
Phasenkodierung verzichten. Die Messzeitverkürzung
wäre erheblich. Doch dies ist noch
Zukunftsmusik.
Im modernen klinischen Einsatz sind PARALLELE
AKQUISITIONSTECHNIKEN (PAT), die mehrere
Empfänger simultan verwenden (z.B. 4, 6 oder 8).
Diese Anordnung mehrerer Spulenelemente nennt
man ein ARRAY. ➔ Arrays werden bereits in der
sequenziellen Bildgebung verwendet.
In der parallelen Akquisitionstechnik dienen die
Spulenelemente eines Arrays dazu, die Anzahl der
Phasenkodierschritte zu verringern und damit die
Messzeit zu verkürzen. Der Beschleunigungsfaktor
(PAT-FAKTOR) beträgt 2 bis 4.
SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken
Das Prinzip der Arraybildgebung
Die übliche Arraytechnik nimmt für jedes
Spulenelement ein Arraybild auf (im Beispiel: 4).
Die so entstandenen Arraybilder werden anschließend
zum Gesamtbild kombiniert. Wir erreichen so eine
größere Abdeckung des zu untersuchenden
Körperbereichs – bei unveränderter Messzeit.

5 Die schnelle Bildgebung
171
Spulenkodierung ergänzt Gradientenkodierung
Die Parallelen Akquisitionstechniken
verwenden das Konzept des Spulenarrays.
Gegenüber der üblichen Arraytechnik
nutzen sie die geometrischen
Eigenschaften der Arrayspulen:
Die räumliche Anordnung der einzelnen
Spulenelemente liefert eine zusätzliche
Information über die Herkunft der
MR-Signale.
Wenn die Spulenelemente in Richtung der
Phasenkodierung angeordnet sind,
können wir diese zusätzliche Information
nutzen, um auf einen Teil der zeitaufwendigen
Phasenkodierschritte zu
verzichten. Anders gesagt, ergänzen wir
die Ortskodierung über die Gradienten
durch eine Kodierung über die Spulen.
Die zwei wesentlichen Verfahren sind
SENSE und SMASH. Sie unterscheiden sich
dadurch, dass SENSE auf den Bilddaten,
SMASH auf den Rohdaten operiert.
Die Eigenschaften von SENSE und SMASH
sind etwas verschieden. Es hängt von der
jeweiligen Applikation, der verwendeten
Spule und der Schichtorientierung ab,
welches Verfahren die besseren
Ergebnisse liefert.

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
iPAT: Die Siemens-Lösung
Die Siemens-spezifische Implementierung der
Parallelen Akquisitionstechniken heißt iPAT
(integrated Parallel Acquisition Techniques).
iPAT erlaubt entweder höhere Geschwindigkeit bei
gleicher Bildauflösung oder höhere Auflösung bei
gleicher Messzeit.
Die verkürzte Messzeit ist bei zeitkritischen
Untersuchungen besonders wertvoll
(Herzbildgebung in Echtzeit, kontrastverstärkte
Angiographie, Perfusionsmessung).
Die Echozüge einer EPI-Sequenz werden verkürzt.
Dies verbessert die Bildqualität, vermindert
Verschmierungen und Verzerrungen im Bild.
SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken
Dynamische MR-Angiographie mit iPAT.
Jeder einzelne 3D-Datensatz wurde in nur etwa
2 Sekunden gemessen. Mit freundlicher
Genehmigung der Northwestern University,
Illinois.

5 Die schnelle Bildgebung
173
SENSE: Reduzieren und somit überfalten
Der SENSE-Algorithmus (Sensitivity
Encoding) rekonstruiert das MR-Bild aus
den Bilddaten der einzelnen
Spulenelemente.
Bei der Messung werden jeweils mehrere
Phasenkodierschritte übersprungen.
Beispielsweise wird nur jede
2. Rohdatenzeile mit einem Echo gefüllt.
Dies ist nichts anderes als eine Messung
mit reduziertem ➔ Messfeld. Das
reduzierte Bild eines Spulenelements
zeigt dann periodische Überfaltungen aus
Bereichen außerhalb des Messfelds –
ungefähr so, als würden Sie einen Diafilm
mehrmals falten.
Dieses Verhalten ergibt sich prinzipiell aus
der Periodizität der angewandten Fourier-
Technik (Frequenz- und Phasenkodierung):
Jedes Pixel im reduzierten
Bild ist eine Überlagerung von Pixeln eines
gefalteten Gesamtbildes.
Normal
Reduziert
Das reduzierte Bild eines Phantoms zeigt periodische
Überfaltungen aus den Bereichen außerhalb des Messfelds.

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
Messfeld, Auflösung und Abtastrate
SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken
Das MESSFELD (FOV, Field of View) ist der Ausschnitt in der gemessenen
Schicht, der im Bild dargestellt werden soll, z.B. 25 cm × 25 cm. Bei einer
Matrix von 256 × 256 Pixeln hat jeder Pixel etwa 1 mm Kantenlänge.
Dies entspricht der maximalen AUFLÖSUNG im Bild.
Die ABTASTRATE ist der Kehrwert des Messfelds:
∆k = 1/FOV
In diesem Fall 1/25 cm. Das ist ein Phasenkodierschritt
in der Einheit der Ortsfrequenz.
Wenn wir die Schritte, also die Abtastrate
vergrößern, dabei die Auflösung
beibehalten, wird das Messfeld entsprechend
verkleinert (in der Grafik um Faktor 2).
Würden wir dagegen das FOV beibehalten,
würde die Auflösung im Bild in Richtung der
Phasenkodierung zwangsweise verringert.

5 Die schnelle Bildgebung
175
SENSE: Überfalten und entfalten
Das ist der Unterschied zum gefalteten
Diafilm: Da ein Spulenelement nicht
homogen ist, sondern ein räumliches
SENSITIVITÄTSPROFIL besitzt, sind die
Überfaltungspixel nicht alle gleich stark
im Bild vertreten, sondern mit der
örtlichen Spulensensitivität gewichtet.
Wir fragen uns: Wie finden wir aus einem
überfalteten Bild das ungefaltete
Gesamtbild?
Wenn wir nur ein einziges überfaltetes
Bild besitzen, ist eine eindeutige
Entfaltung nicht möglich. Wir können die
Überfaltung allenfalls durch ➔
Oversampling vermeiden. Wenn wir
dagegen über mehrere Spulen parallel
mehrere überfaltete Bilder messen,
können wir die Überfaltungen über einen
Rechentrick wieder rückgängig machen.
Das ist die Grundidee des SENSE-
Algorithmus. Die Implementation des
SENSE-Algorithmus bei Siemens heißt
mSENSE (modified SENSE).
Spulenprofil
Eine Spule misst
überfaltete Pixel
Der gleiche Pixel
über zwei Spulen
gemessen

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
Der SENSE-Algorithmus berechnet aus den
einzelnen Überfaltungsbildern das ungefaltete
Gesamtbild. Hierzu werden Pixel für Pixel in den
reduzierten Bildern die Signalanteile aus den
einzelnen Raumpositionen separiert.
SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken
Überfaltung und Oversampling
Ein vertrauter Artefakt: Wenn das
Messfeld kleiner gewählt wurde
als die Objektgröße, sind
ÜBERFALTUNGEN von Strukturen
außerhalb des Messfelds im Bild zu
sehen.
Durch Erhöhung der Abtastrate
(OVERSAMPLING) können wir den
Überfaltungseffekt eliminieren
(Beispiel: 512 statt 256).
Bildvergleich
zur
Überfaltung
Prinzip des
Oversampling

5 Die schnelle Bildgebung
177
SMASH: Harmonische im k-Raum
Im Gegensatz zu SENSE rekonstruiert
SMASH (Simultaneous Acquisition of
Spatial Harmonics) das MR-Bild aus den
Rohdaten. Auch hier werden zunächst wie
bei SENSE Phasenkodierschritte übersprungen.
Die fehlenden Rohdatenzeilen
werden aber durch einen funktionalen
Trick ergänzt.
Erinnern Sie sich: Die Werte im k-Raum
sind Ortsfrequenzen, sie entsprechen
Streifenmustern im Bild. Die Streifenmuster
sind nichts anderes als periodisch im
Messobjekt wiederkehrende Strukturen,
genau genommen räumliche Wellenmuster.
Die Phasenkodierung erzeugt tatsächlich
solche Wellenmuster der Spinphasen.
Angenommen, eine Empfangsspule hätte
ein Spulenprofil, das genau solch einem
Wellenmuster entspricht, wäre der entsprechende
Phasenkodierschritt unnötig.
Statt der Phasenkodierung könnte man
theoretisch auch – wenn dies technisch
möglich wäre – ein welliges Spulenprofil
schrittweise steigern. Dies hätte den
gleichen Effekt.
Harmonische

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
Es lässt sich zeigen: Wenn eine Empfangsspule ein
Spulenprofil in Form einer Sinuskurve über das
Messfeld aufweist, entspricht diese Sensitivität
genau einem Phasenkodierschritt. In Anlehnung an
die akustischen Wellen nennt man dieses Profil auch
die 1. HARMONISCHE. Eine Sinuskurve mit doppelter
Frequenz ist dann die 2. Harmonische (sozusagen
»eine Oktave höher«). Dies entspricht dem
doppelten Phasenkodierschritt usw.
Das Raffinierte an der SMASH-Technik ist, dass wir
diese räumlichen Harmonischen durch gewichtete
Überlagerungen der Spulenprofile eines Arrays
erzeugen können! Mit jeder dieser Harmonischen
lässt sich ein künstliches Echo synthetisieren und so
die fehlende Rohdatenzeile füllen. Wir benötigen
lediglich 4 Harmonische, um die jeweils 4 fehlenden
Phasenkodierschritte zu ergänzen.
Die Weiterentwicklung des SMASH-Algorithmus
durch Siemens heißt GRAPPA (Generalized
Autocalibrating Partially Parallel Acquisition).
SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken
0. Harmonische
1. Harmonische

5 Die schnelle Bildgebung
179
Auf den Punkt gebracht
Mit iPAT werden Phasenkodierschritte
übersprungen und auf diese Weise die
Messzeit verkürzt. Dies entspricht im Prinzip
der Aufnahme eines reduzierten Messfelds in
der konventionellen Bildgebung.
Mit Hilfe der einzelnen Spulenprofile
werden die fehlenden Kodierungen ergänzt,
entweder im Bildraum oder bereits im
k-Raum.
mSENSE
Jedes einzelne Spulenelement erzeugt nach
Fourier-Transformation der Rohdaten ein
überfaltetes Bild. Aus den
Überfaltungsbildern wird das Ergebnisbild
durch den mSENSE-Algorithmus
rekonstruiert.
GRAPPA (SMASH)
Man wendet zunächst den GRAPPA-
Algorithmus auf die unterabgetasteten
Rohdaten an und erzeugt einen
vervollständigten Rohdatensatz mit Hilfe
synthetischer Echos. Aus diesen Rohdaten
wird durch Fourier-Transformation das
MR-Bild rekonstruiert.

Turbo-Messung mit
Turbo-Spinechos
Ultraschnell mit
Echoplanarer
Bildgebung (EPI)
SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken

6181

System-Bauweisen Die System-
Komponenten
MR-Systeme
und ihre
Komponenten
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
System
Die klinische Praxis kennt eine Vielzahl
leistungsfähiger Kernspintomographen
Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung
unterschiedlicher technischer Ausführung.
Wir können diese leicht nach der System-
Bauweise unterscheiden.
Unabhängig von der Bauweise und
anderer Unterscheidungsmerkmale besitzen
alle MR-Systeme wesentliche gemeinsame
Komponenten.
Die Bauweisen und Komponenten von
MR-Systemen sind Gegenstand dieses Kapitels.

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
183
System-Bauweisen
Eine einfache Einteilung der gegenwärtigen MR-Systeme bietet die
System-Bauweise. Wir unterscheiden zwischen röhrenförmigen Systemen,
offenen Systemen und Spezialsystemen.
Röhrenförmige Systeme
Bei einem röhrenförmigen System wird
das Magnetfeld innerhalb einer Röhre
erzeugt, der MAGNETRÖHRE. Röhrenförmige
Systeme sind GANZKÖRPER-
SYSTEME, es lassen sich alle Regionen des
Körpers untersuchen.
Vorteilhaft an dieser Bauweise ist das
starke Magnetfeld mit einer hohen
Homogenität. Nachteilig ist der
eingeschränkte Raum: Patienten liegen
während der Untersuchung in der Röhre.
Sie können sich eingeengt und unwohl,
Kinder zusätzlich alleingelassen fühlen.
Operative Eingriffe bei laufender
MR-Untersuchung sind möglich, wenn
der Patient wieder ein Stück aus dem
Magneten herausgefahren wird.

System-Bauweisen
Die System-
Komponenten
Offene Systeme
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
System
Die Nachteile der röhrenförmigen
Systeme führten dazu, neue Wegen zu
beschreiten, um offene, patientenzugänglichere
Systeme zu bauen. Sie
ermöglichen ebenso wie die
röhrenförmigen Systeme die
Untersuchung aller Körperregionen.
Offene Systeme eignen sich darüber
hinaus vor allem für interventionelle
Verfahren und beispielsweise für
Bewegungsstudien der Gelenke.
Bis zu drei Seiten werden bei offenen
Systemen für einen direkten Zugang offen
gehalten. Durch ihre Bauweise besitzen
sie in den meisten Fällen eine geringere
Feldstärke und geringere Homogenität als
röhrenförmige Systeme.
Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
185
Spezialsysteme
Im klinischen Bereich werden
Spezialsysteme überwiegend für
Untersuchungen an den Extremitäten und
Gelenken verwendet.
Klinische Spezialsysteme besitzen eine
auf ihre Einsatzbereiche beschränkte,
meist niedrige Feldstärke.
Weitere Spezialsysteme werden in der
Forschung verwendet (z.B. Hochfeldsysteme
mit kleiner Röhre für Tierexperimente
und
Probenuntersuchungen).

System-Bauweisen
Die System-
Komponenten
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
System
Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
187
Die System-Komponenten
Gehen wir zunächst vom Messprinzip aus. Einem homogenen statischen
Magnetfeld werden zur Bildgebung magnetische Feldgradienten und HF-Pulse
überlagert. Das typische MR-System besteht aus drei Komponenten oder
Subsystemen: dem Hauptfeld-Magneten, dem Gradientensystem und dem
Hochfrequenzsystem.
Das Magnetsystem
Die Komponenten des Magnetsystems
sind im Untersuchungsraum angeordnet.
Der Raum ist gegen störende magnetische
und hochfrequente Strahlung von außen
abgeschirmt. Ebenso verhindert die
Abschirmung, dass die durch das
Magnetsystem verursachten Magnet- und
Hochfrequenzfelder Geräte oder
Gegenstände außerhalb des
Untersuchungsraums beeinflussen
können. Störungen von Funk- und
Radiokanälen werden vermieden,
empfindliche Geräte sind geschützt.
Das Computersystem
Um MR-Bilder von hoher Qualität
erzeugen und auswerten zu können,
müssen die drei Subsysteme gesteuert
und die gemessenen Ergebnisse
visualisiert werden. Hierzu dient ein
leistungsfähiges Computersystem. Es
umfasst:
• den Bildrechner,
• den Steuerrechner mit Konsole und
• die Steuer- und Auswertungssoftware.
Magnet mit Patientenliege
Gradientensystem
Hochfrequenzsystem
Computersystem
Bedien- und Auswertkonsole

Die System-Komponenten
System-Bauweisen Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
System
G
HF
C
HF-Spulen
Gradienten-
Spulen
Empfangsverstärker
Sendeverstärker
Steuerrechner
Bildrechner
senden
empfangen
x
y
z
Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung
Dokumentation und Datensicherung
Zur weiteren Nachbearbeitung und
Auswertung dient die Dokumentation
und Datensicherung der Ergebnisse, je
nach Aufgabenstellung als Kurzzeit- oder
Langzeitspeicherung. Sie erfolgt:
• auf Festplatten des Steuerrechners
• im Archivsystem
• auf externen Medien
(analog und digital)

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
189
Der Hauptfeld-Magnet
Das zur MR-Bildgebung benötigte homogene Magnetfeld wird durch einen starken
Magneten erzeugt. Dieser Magnet ist die wichtigste und zugleich kostspieligste
Komponente des MR-Systems.
Magnetfeldtypen
Heute werden vor allem zwei Typen von
Magneten eingesetzt:
• Permanentmagnete mit einer
magnetischen Induktion
(»Feldstärke«) zwischen 0,01 und
0,35 Tesla und
• supraleitende Magnete, die Feldstärken
von 0,5 bis 3,0 Tesla erreichen
(für Forschungssysteme auch bis 7 T
und mehr)
Normalleitende Elektromagnete werden
heute kaum noch verwendet.

Der Hauptfeld-Magnet
System-Bauweisen Die System-
Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
Komponenten
System
Permanentmagnete
Permanentmagnete bestehen aus
großen Blöcken einer ferromagnetischen
Legierung, z.B. in der Form eines
Hufeisenmagneten (C-Form).
Die Polschuhe liegen über bzw. unter dem
Patienten. In den Polschuhen ist das
Material des Permanentmagneten
eingebaut. Das Hauptfeld liegt somit
senkrecht zur langen Körperachse. Auf
diese Weise wird ein kleiner Polschuhabstand
und damit eine hohe
Feldhomogenität erzielt. Diese Form
erlaubt den Einsatz bei offenen Systemen,
z.B. MAGNETOM Concerto.
Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung
Permanentmagnete besitzen ein
dauerhaftes Magnetfeld. Sie benötigen
eine stabile Betriebstemperatur, damit ein
ausreichend hohes homogenes Feld
garantiert werden kann. Da es sich nicht
um Elektromagneten handelt, sind die
Betriebskosten eines Permanentmagneten
gering. Allerdings ist die
erreichbare Feldstärke auf unter 0,5 Tesla
begrenzt.

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
191
Supraleitende Magnete
Ein supraleitender Magnet ist ein
Elektromagnet. Sein starkes Magnetfeld
wird durch große stromdurchflossene
Spulen erzeugt. Der Leiterdraht der
Spulen besteht nicht wie üblich aus
Kupfer, sondern aus einer tiefgekühlten
Niob-Titan-Legierung, die in Kupfer
eingebettet ist. Als Kühlmittel verwendet
man flüssiges Helium, eventuell zur
Vorkühlung flüssigen Stickstoff.
Supraleitende Magnete werden
vorwiegend für röhrenförmige Systeme
verwendet. Das Magnetfeld liegt dabei in
der Spulenmitte einer Röhre, parallel zur
langen Körperachse.
Gegenüber einem gewöhnlichen Elektromagneten muss
ein supraleitender Magnet lediglich einmal bis zur
gewünschten Feldstärke mit Strom geladen werden.
Zur Aufrechterhaltung des Feldes benötigt er anschließend
keine weitere Stromzufuhr.

Der Hauptfeld-Magnet
System-Bauweisen Die System-
Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
Komponenten
System
Was bedeutet supraleitend?
Bei gewöhnlichen Temperaturen besitzt
jeder elektrischer Leiter einen
Widerstand. Elektrischer Strom, der in
einem solchen Leiter fließt, würde ohne
ständigen Energienachschub abklingen.
Supraleiter dagegen setzen dem
elektrischen Strom bei sehr tiefen
Temperaturen nahe dem absoluten
Nullpunkt (0 Kelvin = –273 °C) keinen
Widerstand mehr entgegen. Ein einmalig
eingespeister Strom kann über sehr lange
Zeit – über Jahre hinweg – mit konstant
hoher Stromstärke fließen (über
400 Ampere), ohne dass er weitere
zugeführte elektrische Leistung benötigt.
Hierzu muss der Leiter ständig auf tiefen
Temperaturen gehalten werden.
Supraleitende Magnete in Röhrenform
erreichen Feldstärken von mehr als
7 Tesla (Hochfeld-Systeme). Es gibt auch
supraleitende Magnete für offene
Systeme bis 1 Tesla Feldstärke.
Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
193
Ultra-Hochfeld-Magnete
Die derzeit optimale Feldstärke für die
klinische Bildgebung liegt bei 1,5 Tesla.
Mittlerweile sind auch röhrenförmige
Systeme mit einer Feldstärke von bis zu
3 Tesla im klinischen Einsatz.
Diese Ultra-Hochfeld-Systeme bringen
folgende Vorteile mit sich:
• Höhere Bildqualität durch ein besseres
Signal-zu-Rausch-Verhältnis
• Kürzere Messzeiten minimieren
Bewegungsartefakte und verkürzen die
Untersuchungen
• Höhere Auflösungen erlauben
detailreichere Aufnahmen
• Prozesse auf Molekular-Ebene können
besser sichtbar gemacht werden
(Molecular Imaging)
MR-Systeme mit einer Feldstärke von 7 bis
8 Tesla und mehr bilden heute die obere
Grenze. Sie dienen zur Zeit nur zu
Forschungszwecken.

Der Hauptfeld-Magnet
System-Bauweisen Die System-
Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
Komponenten
System
Die Shimmung des Hauptfelds
Wichtigstes Qualitätskriterium für einen Magneten
ist die Homogenität seines Hauptfeldes.
Inhomogenitäten verfälschen die Ortskodierung
und damit die Schichtgeometrie: Das MR-Bild zeigt
dann Verzerrungen in der Schichtebene oder
Verwerfungen der Schichtebene.
Um diese Bildfehler zu verhindern, muss das
Magnetsystem homogenisiert werden. Zu diesem
Zweck wird der Magnet in mehreren Stufen
»geshimmt«. Nach der Vorgehensweise
unterscheidet man zwischen passivem und aktivem
Shim:
PASSIVER SHIM: Man bringt hierzu kleine Eisenplatten
so im Magneten an, dass inhomogene Bereiche und
Verzerrungen des Magnetfelds ausgeglichen
werden. Abweichungen auf Grund von Fertigungstoleranzen
werden kompensiert und das System an
die örtlichen Gegebenheiten angepasst.
Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung
AKTIVER SHIM: Hierzu dienen mehrere auf einem
Shimrohr im Magneten angebrachte SHIM-SPULEN.
Zum Shimmen justiert man kleine statische Ströme
mit unterschiedlicher Amplitude und Polarität.
Hierdurch werden kleine Magnetfelder erzeugt,
welche auch geringe Inhomogenitäten des
Hauptfeldes kompensieren. Störungen des
Magnetfelds durch den Patienten selbst werden
eliminiert.
Beim aktiven Shim kann man verschiedene
Verfahren anwenden, beispielsweise:
• 3D-SHIM: Das Shim-Volumen wird auf den
Untersuchungsbereich eingegrenzt. Nur in
diesem Bereich erfolgt die Optimierung der
Homogenität.
• INTERAKTIVER SHIM: Shimströme werden
individuell für eine gewählte HF-Pulssequenz
eingestellt und optimiert (Anwendung in der
Spektroskopie).
Bei supraleitenden Magneten variiert das Hauptfeld
nach dem Shimmen um weniger als 4 ppm (parts
per million) innerhalb des Messfeldes (meist etwa
50 cm Durchmesser).

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
195
Das Gradientensystem
Die MR-Anlage besitzt drei Gradienten-Spulenanordnungen für alle drei
Raumrichtungen (x, y und z). Die Gradientenspulen erzeugen kein permanentes
Magnetfeld, sondern werden kurzzeitig während der Untersuchung zugeschaltet.
Leistungsfähigkeit
Die Gradientenspulen werden von
speziellen Netzgeräten angetrieben, den
GRADIENTENVERSTÄRKERN. Leistungsfähige
Gradientenverstärker müssen Ströme bis
zu 500 Ampere mit hoher Genauigkeit
und Stabilität in extrem kurzen Zeiten
schalten. Hierbei wirken starke
mechanische Kräfte auf die
Gradientenspulen (wie bei einem
Lautsprecher). Das ist der Grund für das
typische Klopfgeräusch während der
Messung. Durch geeignete Maßnahmen
werden diese Geräusche gedämpft.
Die Leistungsfähigkeit eines
Gradientensystems wird durch die
maximale Amplitude (maximale Leistung)
und minimale Anstiegszeit, in der sie
erreicht wird, charakterisiert. Aus beiden
Angaben lässt sich die ANSTIEGSRATE
berechnen. Diese Kennzahl wird auch als
SR (SLEW RATE) bezeichnet. Sie ermöglicht
einen schnellen Vergleich der
Leistungsfähigkeit von Gradientensystemen.

System-Bauweisen
Die System-
Komponenten
Das Gradientensystem
Der Hauptfeld-Magnet Das Hochfrequenz-
System
Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung
Haupt-Magnetfeld maximale Amplitude Anstiegszeit
Anstiegsrate, SR
(in Millitesla/Meter) (in Millisekunden) (in Tesla/Meter/Sekunde)
Hochfeld (1–2 T) 20–40 mT/m 0,4–0,2 ms 50–200 T/m/s
Ultra-Hochfeld (3 T) 40 mT/m 0,1 ms 200–400 T/m/s
Gradientensystem-Familie
MR-Systeme kann man durch ein Upgrade des
bestehenden Gradientensystems auf ein höheres
Leistungsniveau bringen. Die Gradientensystem-
Familie Maestro-Class von Siemens umfasst vier
austauschbare Spulensysteme:
• Ultra (SR: 50)
• Sprint (SR: 75)
• Quantum (SR: 125)
• Sonata (SR: 200)
Bei gestiegenen Ansprüchen an ein vorhandenes
MR-System ist der Upgrade des Gradientensystems
eine kostengünstige Lösung. Die teuerste
Komponente des Systems, den Hauptfeld-
Magneten, kann man weiterhin verwenden.

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
197
Das Hochfrequenz-System
Die Kernspins des Körpergewebes werden durch gepulste magnetische
Hochfrequenz-Felder angeregt. Diese HF-Pulse werden gesendet, das von den
Spins abgegebene MR-Signal muss empfangen werden. Hierzu dient das
Hochfrequenz-System des Kernspintomographen.
Übersicht Die HF-Antennen (Spulen)
Das HF-System einer MR-Anlage besteht
aus
• den HF-Antennen (Spulen),
• dem HF-Sendeverstärker
(inkl. Pulserzeugung),
• dem HF-Empfangsverstärker.
Die zur Resonanzanregung verwendeten
Sende- und Empfangsantennen nennt
man SPULEN oder auch Resonatoren. Die
Spulen können unterschiedlichste Größe
und Form besitzen.
Eine KÖRPERSPULE ist in das MR-System
fest integriert und übernimmt die
Funktion eines Ganzkörper-
Antennensystems. Die Körperspule
besitzt ein großes Messfeld.

System-Bauweisen
Sonderspulen
Die System-
Komponenten
Je nach untersuchtem Körperbereich schließt man
zusätzliche SONDERSPULEN an und positioniert sie
lokal am Körper des Patienten. Die Form einer
Sonderspule ist auf das jeweilige Einsatzgebiet
abgestimmt.
Der FÜLLFAKTOR, das Verhältnis zwischen dem
empfindlichen Volumen der Spule und dem vom
Patienten ausgefüllten Teil, soll möglichst groß sein.
Der Wirkungsgrad einer Spule wird dadurch erhöht.
Das Hochfrequenz-System
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung
Homogenität des HF-Feldes
Bei einer Sendespule ist die Homogenität des
HF-Feldes im Anregungsvolumen ein wichtiges
Qualitätskriterium. Alle betroffenen Atomkerne
sollen die gleiche Anregung erfahren. Bei Hauptfeld-
Magneten mit axialer horizontaler Feldachse
erreicht man die Homogenität des HF-Feldes am
besten mit sattel- oder zylinderförmigen Spulen.
Signal und Rauschen
Eine HF-Empfangsspule empfängt nicht nur das
gewünschte MR-Signal, sondern auch ein
unvermeidbares RAUSCHEN. Ursache ist vor allem die
Brownsche Molekularbewegung innerhalb der
gemessenen Probe, sprich im Patienten. Der
Rauschanteil hängt vorwiegend von der
Spulengröße ab. Je größer eine Spule ist, um so
mehr Rauschen empfängt sie. Kleine lokale Spulen
haben daher prinzipiell ein besseres
Signal-zu-Rausch-Verhältnis, allerdings bei
entsprechend kleinerem Messfeld.

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
199
LP- und CP-Spulen Arrayspulen, Integrated Panoramic Array (IPA)
HF-Wellen sind in der Regel POLARISIERT,
d.h. sie schwingen in einer Ebene.
Je nach Art der Polarisation spricht man
von
• LP-Spulen (Linearly Polarized) oder
• CP-Spulen (Circularly Polarized)
Eine CP-Spule erreicht ein besseres
Signal-zu-Rausch-Verhältnis als eine
LP-Spule.
Zur Untersuchung größerer Messbereiche
verwendet man Arrayspulen. Sie vereinen ein hohes
Signal-zu-Rausch-Verhältnis mit den Messfeldern
großer Spulen. Arrayspulen besitzen hierzu mehrere
unabhängige kleinere Spulenelemente, die sich
entsprechend der Untersuchungsanordnung
kombinieren lassen.
Siemens hat dieses System zum Integrated
Panoramic Array (IPA) weiterentwickelt. Mit IPA
können je nach System bis zu 16 unabhängige
CP-Spulenelemente gleichzeitig geschaltet werden.
Hierdurch lassen sich verschiedene Körperregionen
(z.B. Kopf, Hals und Wirbelsäule) ohne aufwendigen
Spulenwechsel in einer einzigen Messung
untersuchen. Die Untersuchungsdauer je Patient
wird deutlich gesenkt.

System-Bauweisen
Die System-
Komponenten
Das Hochfrequenz-System
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Computersystem Dokumentation und
Datensicherung
Der HF-Sendeverstärker Der HF-Empfangsverstärker
Die Anforderungen an den HF-Sender sind
hoch: Er muss während des gesamten
Messvorgangs Sequenzen von HF-Pulsen
wechselnder Mittenfrequenz und
Bandbreite präzise senden. Die
Verstärkung erfolgt deshalb in zwei
Stufen:
• der Vorverstärker erzeugt die Signale,
• der Sendeverstärker bringt die Signale
auf ihre erforderliche Stärke.
Nach dem Empfang wird das sehr
schwache MR-Signal in einem sehr
rauscharmen Verstärker verstärkt, bevor
es digitalisiert und weiterverarbeitet wird.
Das Signal ist um so besser, je stärker und
klarer es von der Spule empfangen wird.
Die Signalstärke hängt unter anderem
vom angeregten Volumen in der
Empfangsspule und vom Abstand zum
Messobjekt ab.

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
201
Das Computersystem
Das Computersystem wurde früher in einem eigenen Raum untergebracht.
Heute sind die Einzelteile so kompakt, dass sie meist innerhalb des Bedienraums
in Containern unter dem Tisch Platz finden.
Der Bildrechner
Bevor das verstärkte MR-Signal zur
Bildberechnung weiterverarbeitet werden
kann, muss es digitalisiert werden. Ein
ANALOG-DIGITAL-WANDLER rechnet das
analoge Signal in digitale Einzelwerte mit
sehr feinen Abstufungen um: Es wird zu
festen Zeitpunkten im Abstand von
weniger als Mikrosekunden abgetastet.
Erst mit diesen digitalisierten Messwerten
kann das Computersystem arbeiten.
Die Rekonstruktion eines MR-Bildes mit
Hilfe der 2-dimensionalen Fourier-
Transformation ist ein sehr rechenintensiver
Prozess. Pro Sekunde kann ein
moderner Bildrechner ca. 100 Bilder mit
einer Matrix von 256 × 256 Bildpunkten
rekonstruieren.
Um die Leistungsfähigkeit des Prozessors
voll auszuschöpfen, müssen die anderen
Komponenten des Bildrechners
entsprechend dimensioniert sein. Der
Hauptspeicher (RAM) liegt deshalb im
Gigabyte-Bereich und die Rohdaten für die
Bilder werden auf schnellen Festplatten
mit einer hohen Gesamtkapazität
abgelegt.

System-Bauweisen
Die System-
Komponenten
Der Steuerrechner
Der Steuerrechner kontrolliert und überwacht
das gesamte System (Dateneingabe, Messablauf,
Bilddarstellung).
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
System
Der Steuerrechner ist ein leistungsfähiger
Mehrzweckcomputer. Um die unterschiedlichen,
oft auch parallelen Aufgaben rasch abarbeiten zu
können, besitzt er mehrere Prozessoren der
neuesten Generation. Der Steuerrechner bestimmt
letztendlich die Schnelligkeit, mit der das System auf
Benutzerkommandos und Dateneingaben reagiert.
Ein leistungsfähiger Steuerrechner erlaubt die
gleichzeitige Bearbeitung mehrerer Aufgaben
(Multi-Tasking). So kann der Anwender
beispielsweise während einer laufenden Messung
bereits die ersten Ergebnisse am Bildschirm
beurteilen und bearbeiten.
Das Computersystem
Dokumentation und
Datensicherung

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
203
Die Steuer- und Auswertungssoftware
Für das gesamte System benötigt man eine
leistungsfähige Steuer- und Auswertungssoftware.
Sie ist die Schnittstelle zwischen MR-System und
Benutzer. Die Software ist modular aufgebaut und
enthält:
• die Patientenverwaltung,
• die Organisation und Steuerung des Messsystems,
• die Messdatenerfassung und -verarbeitung,
• die Darstellung von Bilddaten,
• die Bildnachverarbeitung,
• die Dokumentation und Sicherung von Bilddaten.
Ergonomische Benutzeroberflächen und einfache
Bedienbarkeit sorgen für eine hohe Benutzerfreundlichkeit.
Die Steuersoftware übernimmt die Organisation und
Steuerung des Messsystems. Dies umfasst neben
automatischen Funktionen wie dem 3D-Shim auch
integrierte Messprogramme. Sie bieten dem
Benutzer die Möglichkeit, mitgelieferte
Messprotokolle aufzurufen, die optimal auf die
geplante Untersuchung abgestimmt sind. Sie
können auch modifiziert und für den weiteren
Gebrauch abgespeichert werden.
Die Auswertungssoftware bietet dem Benutzer die Möglichkeit,
bereits während der Untersuchung die gewonnenen Bilder zu
bearbeiten und auszuwerten. Abgespeicherte Bilder kann man zu
jedem beliebigen Zeitpunkt wieder aufrufen und nachbearbeiten.

System-Bauweisen
Die System-
Komponenten
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
System
Die Möglichkeiten der Bildbearbeitung umfassen
• Fensterung: Wahl der Bildfensterweite und -lage,
automatische Kontrastoptimierung, etc.
• Automatischer Kinoablauf: Bilder können so rasch
durchblättert werden, dass ein filmischer Ablauf
entsteht.
• Statistische Auswertung: Flächenbestimmungen,
Abstands- und Winkelmessung, etc.
• 2D-Nachverarbeitung: Spiegelung,
Bildbeschriftung, Bildvergrößerung und
-verschiebung, etc.
• 3D-Nachverarbeitung: Ansichten in jeder
Richtung, 3D-Darstellung von Oberflächen, etc.
• Dynamische Auswertung: Addition von Bildern,
Auswertung von Kontrastmittelstudien,
Berechnung von T1 /T2-Bildern u.a.
Anwender können neue Auswertungsmöglichkeiten
durch Aktualisierung der Software nutzen oder
optional zusätzlich erwerben.
Das Computersystem
Dokumentation und
Datensicherung

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
205
Integriertes Postprocessing (Inline)
Die Inline-Technologie bietet Echtzeitverarbeitung
während der Bildrekonstruktion.
• Bildsubtraktion
• MIP (Minimum Intensity Projection)
• Standardabweichung
• Originalbilder speichern
• Diffusionsbildgebung, Berechnung von:
Trace-gewichteten Bildern, ADC Maps (Apparent
Diffusion Coefficient), Global Bolus Plot (GBP),
Time-to-Peak (TTP), relatives cerebrales
Blutvolumen (relCBV)
• BOLD-Bildgebung (Blood Oxygen Level
Dependent): Z-Score (t-Test)-Berechnung,
Räumlicher Filter, ART (Advanced Retrospective
Technique) für vollautomatische retrospektive
Bewegungskorrektur
Spezialauswertungen
Die moderne Auswertungssoftware bietet
zahlreiche Möglichkeiten für spezielle
Auswertungen.
• MPR (Multiplanare Rekonstruktion)
• MIP
• MR-Spektroskopie incl. Metabolitenbilder und
spektrale Übersichtskarten
• Auswertung von Zeitabhängigkeiten
(MTT = Mean Transit Time, Mean Curve)
• SSD (Surface Shaded Display)
• 3D-VRT (Volume Rendering Technique)
• Bildfusion
• Vessel View
• BOLD-Auswertung
• Neuro-Perfusionsauswertung (TTP, relMTT u.a.)
• Bildfilter
• Argus: Auswertung der Herzfunktionen,
Flussquantifizierung, Auswertung von
Zeitabhängigkeiten

System-Bauweisen
Die System-
Komponenten
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
System
Das Computersystem
Dokumentation und
Datensicherung

6 MR-Systeme und ihre Komponenten
207
Dokumentation und Datensicherung
Die Fortschritte in der digitalen Technik ermöglichen eine schnelle und
umfangreiche Speicherung von Daten. Die MR-Bildgebung mit ihrer
datenintensiven Bildbearbeitung und -archivierung profitiert im hohen Maße von
dieser Entwicklung.
Die Festplatte Das Archivsystem
Der Auswertungsrechner besitzt für die
Speicherung der Bilddaten eine separate
Festplatte. Sie dient zur Zwischenspeicherung
der Bilder während der
Bearbeitung. Die in den letzten Jahren
gestiegene Kapazität der Festplatten
ermöglicht heute eine Speicherung von
ca. 100 000 Bildern mit einer Matrix von
256 × 256 Bildpunkten. Dadurch können
Bilder für die Nachbearbeitung auch
mehrere Tage dort belassen werden, es
steht weiterhin genügend Speicherplatz
für neue Untersuchungen zur Verfügung.
Trotzdem sollte die Festplatte des
Auswertungsrechners nur für die
Kurzzeitspeicherung verwendet werden.
Für die Langzeitspeicherung werden die Bilddaten archiviert.
Hierzu werden sie auf CD und künftig auf DVD gebrannt. Auf
eine CD passen bis zu 4 000 Bilder mit einer Matrix von
256 × 256 Bildpunkten, eine DVD fasst bis zu 52 000 Bilder
gleicher Matrix.
Eine Jukebox ermöglicht eine einfache Verwaltung der auf CD
oder DVD archivierten Bilder. Dieses externe System ist an das
Computersystem angebunden und umfasst sowohl
Aufbewahrungs- wie Abspielsystem. Auch das Brennen der
CDs erfolgt innerhalb der Jukebox. Das Fassungsvermögen
beträgt bis zu 150 CDs oder 255 DVDs. Eine solch große
Datenmenge erfordert eine automatische Registrierung und
Indizierung. Ein Softwaremodul übernimmt diese Funktion
und ermöglicht dem Anwender ein schnelles Auffinden der
gespeicherten Bilddaten.

System-Bauweisen
Die System-
Komponenten
Externe Medien
Je nach Einzelfall kann es notwendig werden,
Bilddaten auf externe Medien auszugeben.
Als digitale Träger kann man Einzel-CDs bespielen.
Durch die zunehmende Vernetzung über das
Internet und medizinische Netzwerke wird dies
jedoch immer seltener notwendig.
Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-
System
Da nicht immer ein Computersystem zur Verfügung
steht, um die digitalen Bildträger auszuwerten,
können die gewonnenen MR-Bilder auch auf
analoge Medien ausgegeben werden:
• Röntgenfilm: Eine an das System angeschlossene
Laserkamera belichtet die Bilder mit hoher
Auflösung auf Röntgenfilm.
• Papier: Mit einem Laserdrucker werden
Papierausdrucke hergestellt. Sie haben eine
geringere Auflösung als Röntgenfilme und sind
deshalb für Auswertungen weniger geeignet.
DICOM
Das Computersystem
DICOM (Digital Imaging and Communication in
Medicine) ist ein Standard für den elektronischen
Datenaustausch von medizinischen Bildern. Dieser
Standard ermöglicht die Kommunikation zwischen
Geräten verschiedener Hersteller.
Dokumentation und Datensicherung

7209

Statische Magnetfelder Zeitlich veränderliche
Magnetfelder
(Gradienten)
Hochfrequenzfelder
Umwelteinflüsse
und biologische
Wirkungen
Nach heutigen Wissen stellen
MR-Untersuchungen bei bestimmungsgemäßer
Anwendung keine Gefährdung des Patienten
dar. Die Untersuchungen sind ohne Risiko
wiederholbar.
Dennoch sind einige Bedingungen zu
berücksichtigen, um eine Beeinträchtigung
von Menschen und Geräten zu vermeiden.
Als Gefährdungsbereiche können wir
unterscheiden: Das statische Magnetfeld,
die zeitlich veränderlichen Magnetfelder
(Gradientenfelder) und das angewandte
Hochfrequenzfeld.

7 Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen
211
Statische Magnetfelder
Das starke statische Magnetfeld eines Kernspintomographen dient dazu, die
Kernspins des zu untersuchenden Gewebes auszurichten. Das starke Feld
beeinflusst nicht nur das Gewebe, sondern jegliches magnetisierbares Material,
das in Magnetnähe gebracht wird.
Biologische Wirkungen
Seit Einführung der MR-Tomographie
wurden eine Reihe von Untersuchungen
zur biologischen Wirksamkeit des
statischen Magnetfeldes durchgeführt.
Genannte Wirkungen sind z.B.
Schwindelgefühle, Übelkeit und
metallischer Geschmack. Die meisten
dieser Effekte treten erst bei Feldstärken
oberhalb von 3 Tesla auf. Sie sind
Kurzzeiteffekte, d.h. sie treten
ausschließlich im Magnetfeld oder kurz
nach Verlassen des Feldes auf. Biologische
Langzeitbeeinflussungen wurden bis
heute nicht beobachtet.
Nach bisherigem Erkenntnisstand sind
Untersuchungen bei statischen Magnetfeldern
bis 4 T ohne Langzeitwirkung.
Im Magnetfeld wird die Verteilung der beim EKG
abgeleiteten Oberflächenströme verändert
(Magnetohydrodynamischer Effekt). Dies hat
keine Auswirkung auf die Herzfunktion, sondern
lediglich auf das beobachtete EKG-Signal.

Statische Magnetfelder
Zeitlich veränderliche
Magnetfelder
(Gradienten)
Hochfrequenzfelder
Magnetische Einflüsse auf Geräte und Materialien
Magnetisierbare Materialien wie z.B. Eisen werden
vom Feld des MR-Magneten angezogen. Dies ist eine
potenzielle Gefährdung des Patienten oder des
Bedienpersonals. Die auftretenden Kräfte können
erheblich sein, auch größere Eisenmassen werden
angezogen und zum Magneten hin beschleunigt.
Die Kraftwirkung ist proportional zur Masse.
Mögliche Metallteile im Patienten bilden ebenfalls
Gefährdungspotenzial. Metallsplitter, Clips,
Schrauben oder Injektionsnadeln können durch
magnetische Kräfte im Körper bewegt werden.
Besonders kritisch sind elektrische Implantate wie
Herzschrittmacher, aber auch Hörgeräte.
Die Sicherheitsgrenze für Herzschrittmacher ist in
nationalen und internationalen Empfehlungen und
Normen auf eine Feldstärke von 0,5 mT festgelegt.
Hörgeräte können im starken Magnetfeld
funktionell beeinträchtigt werden.
In jedem Fall ist der Patient vor der
MR-Untersuchung zu befragen. Im Zweifelsfall
soll man auf andere Verfahren ausweichen.
Die Funktionsfähigkeit von mechanischen
Geräten und elektrischen Komponenten ist in
Magnetnähe nicht gesichert. Wegen der
magnetischen Streufelder kann die Funktion von
Uhren, Beatmungsgeräten und Überwachungsgeräten,
Infusionspumpen und anderen Geräten
gestört werden. Dies gilt auch für Computer und
magnetische Datenträger. Die Codierung von
Scheckkarten kann in Magnetnähe gelöscht
werden.

7 Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen
213
Wirkung des Streufelds
Die heute verwendeten Magnete von
MR-Ganzkörper-Tomographen haben
typische Feldstärken von bis zu 1,5 Tesla,
in einigen Fällen mehr als 7 Tesla. Die
MR-Magnete erzeugen nicht nur das
gewünschte Sollfeld im Untersuchungsbereich,
sondern auch ein STREUFELD
außerhalb des Magneten. Die Stärke des
Streufeldes und dessen räumliche
Verteilung hängt von der Bauart des
Magneten, seiner Größe und der
Grundfeldstärke ab.

Statische Magnetfelder
Zeitlich veränderliche
Magnetfelder
(Gradienten)
Hochfrequenzfelder
Die Abschirmung des Streufelds
Ein Vorteil der Permanentmagnete ist das geringe
Streufeld, da das System in der Regel mit einer
Flussrückführung betrieben wird und weitgehend
selbstabschirmend ist.
Bei supraleitenden Magneten wird das Streufeld
durch zusätzliche Maßnahmen abgeschirmt, um die
äußere Sicherheitszone zu begrenzen.
Heute verwendet man vornehmlich die AKTIVE
ABSCHIRMUNG: Auf den felderzeugenden Spulen sind
gegensinnig weitere supraleitende Spulen
aufgewickelt, die das Streufeld weitgehend
kompensieren.

7 Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen
215
Zeitlich veränderliche Magnetfelder (Gradienten)
Neben dem statischen Magnetfeld werden bei MR-Untersuchungen zeitlich
veränderliche Gradientenfelder eingesetzt. Diese erzeugen in leitenden
Materialien, also auch im menschlichen Körper, elektrische Spannungen und
Ströme (Induktionsgesetz). Diese Ströme sind sehr klein und stellen in der Regel
keine Gefährdung, z.B. für das Herz, dar.
Physiologische Stimulation
Ab bestimmten Schwellwerten für
Anstiegszeit und Amplitude der
Gradientenfelder können die induzierten
Spannungen so groß werden, dass an
Nervenbahnen elektrische Reize
ausgelöst werden (periphere
Nervenstimulation), wodurch die
versorgten Muskelfasern unwillkürlich
kontrahieren. Dies ist nicht gesundheitsgefährdend,
jedoch für den Patienten
mitunter unangenehm.
Im Sicherheitsstandard für MR-Geräte IEC EN
60601-2-33 werden maximale Feldänderungen
in Abhängigkeit von der Schaltdauer definiert.
Sie liegen in der Größenordnung von 40 T/s bei
schnellen Sequenzen (bei einer Schaltdauer von
beispielsweise 400 µs).
Mit den heute üblichen Bildgebungsmethoden
werden diese Schwellwerte normalerweise nicht
überschritten. Lediglich bei den extrem
schnellen Gradientenschaltungen mit EPI kann
der Stimulationseffekt auftreten. Zur Sicherheit
werden die Gradientenpulse begrenzt.

Zeitlich veränderliche Magnetfelder (Gradienten)
Statische Magnetfelder Hochfrequenzfelder
Herzschrittmacher
Herzschrittmacher sind auch hinsichtlich
der Gradientenfelder als kritisch zu
betrachten. Die schnell geschalteten
Gradientenpulse können die Steuerung
und Programmierung von Schrittmachern
negativ beeinflussen.
Lärm
Das schnelle Schalten der
Gradientenfelder erzeugt Lärm im
MR-Gerät. Je nach Anlagentyp und Art
der Messung sind Maßnahmen zum
Gehörschutz zu treffen.

7 Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen
217
Hochfrequenzfelder
Die bei der Magnetresonanz verwendeten elektromagnetischen
Hochfrequenzfelder liegen im Frequenzbereich von Radiowellen.
Es sind drei Sicherheitsaspekte zu beachten: Gewebeerwärmung, Störung
anderer Geräte und Störungen von außen.
Gewebeerwärmung
Hochfrequente elektromagnetische
Wellen erzeugen in elektrisch leitfähigen
Geweben elektrische Ströme und regen
Moleküle im Gewebe zu Schwingungen
an, was zu Gewebeerwärmungen führt.
Die Temperaturerhöhung ist im
allgemeinen geringer als 1 °C.
Die SPEZIFISCHE ABSORPTIONSRATE (SAR) ist
die pro Zeiteinheit und Kilogramm
Körpergewicht absorbierte HF-Leistung.
Zur Sicherheit wird geräteseitig die in den
Körper eingestrahlte HF-Leistung überwacht
und die mögliche SAR begrenzt. Die
IEC-Grenzwerte betragen 4 W/kg
(Ganzkörper) und 8 W/kg (Teilkörper).
Im Bereich von HF-Spulen können im
Resonanzfall Feldüberhöhungen auftreten, was
durch entsprechende, geräteseitige
Entkopplungsmaßnahmen abgefangen werden
muss. Besondere Vorsicht ist bei
Untersuchungen im Bereich der Augen
anzuwenden.
In nahe beim Patienten geführten Kabeln (z.B.
EKG-Kabel) oder in metallischen Implantaten
kann das Hochfrequenzfeld ebenfalls
Wechselströme induzieren, die zu lokalen
Erwärmungen führen können.
Gerätespezifische Hinweise soll man daher
immer beachten.

Statische Magnetfelder Zeitlich veränderliche
Magnetfelder
(Gradienten)
Hochfrequenzfelder
Interferenzen mit anderen Geräten
Das von den Sendespulen abgestrahlte
HF-Feld kann auch in Fremdgeräte
einkoppeln und zu Störungen führen.
Umgekehrt können externe Störungen
(z.B. durch Rundfunksender, Mobiltelefone,
elektronische Steuerungen,
Elektromotoren) Störsignale in das
MR-System einstrahlen und die
Bildqualität verschlechtern.
Für einen entsprechenden Schutz in
beiden Richtungen werden
MR-Tomographen in HF-dichten Kabinen
aus leitenden Materialien installiert
(FARADAY’SCHE KÄFIGE).

Index
219
Index
A
Abschirmung
Aktiv 214
Abtastrate 174
Abwärts-Spin
Addition
34
Vektoren 25
Aktive Abschirmung 214
Aktiver Shim 194
Analog-Digital-Wandler 201
Anstiegsrate 195
Array 170
Arrayspulen 199
Auflösung 109, 174
Aufwärts-Spin
Auslesegradient
siehe auch
34
Frequenzkodiergradient 124
Äußere Rohdaten 119
Auswertungssoftware 203
B
Bandbreite 106
Bildmatrix 109
Bildrechner 201
C
Chemische Verschiebung 157
Computersystem 187, 201
D
Datensicherung 188, 207
Dephasierung 78, 95
DICOM 208
Diffusionssequenzen (EPI) 167
Dokumentation 188, 207
Doppelecho-Sequenz 139
E
Echozeit TE 89
Echozug 161
Effektive Echozeit TEeff 161, 165
Einzelschuss-Verfahren 165
Ensemble
EPI (Echoplanar Imaging)
29
Diffusionssequenzen 167
FID-Sequenzen 167
Spinecho-Sequenzen 167
EPI-Faktor 165
Ernst-Winkel 150
Exponentieller Verlauf 67

F
Faraday’sche Käfige 218
Feldgradient 94
Feldlinien 32
Feldstärke 32
FID 60
FISP 153
FLASH 151
Flipwinkel 52
Fourier-Transformation 113, 118
FoV 174
Freier Induktionsabfall 60
Frequenz 40
Bandbreite 106
Frequenzbereich 155
Frequenzkodiergradient GF 111
Frequenzkodierung 111
Füllfaktor 198
G
Ganzkörper-Systeme 183
Gewichtung 131
GF (Frequenzkodiergradient) 111
Gitter 34
GP (Phasenkodiergradient) 115, 123
Gradient 94, 101
Gradientenecho 95
Gradientenspulen 102
Gradientensystem 195
Gradientenverstärker 195
GRAPPA
Grundzustand
178
Kernspin 43
GS (Schichtselektionsgradient) 105, 122
H
Hertz 40
Herzschrittmacher 216
HF-Puls 48
180° 52
90° 52
HF-System 197
Homogenes Magnetfeld 32
I
Inhomogenes Magnetfeld
Integrated Panoramic Array
85
(IPA)
Integrierte Parallele
199
Akquistionstechniken 172
Interaktiver Shim 194
Inversion-Recovery-Sequenz 141

Index
221
Inversionszeit TI
IPA
141
(Integrated Panoramic Array) 199
iPAT 172
K
Kernspin 27
Kernteilchen 27
Kippwinkel
Komponenten
52
Vektoren 26
Kontrast 131
Koordinatensystem 26
xy-Ebene 42
z-Achse 42
Körperspule 197
k-Raum 116
Segmentiert 162
L
Ladung
Proton 24
Längsmagnetisierung Mz 59
Längsrelaxation 71
Larmorfrequenz 39
M
Magnetfeld 32
Homogen 32
Inhomogen 85
Statisch 32
Magnetische Feldlinien 32
Magnetische Feldstärke 32
Magnetischer Feldgradient 94
Magnetisches Moment 24
Magnetisierung 33
Magnetröhre 183
Magnetsystem 187
Matrixgrösse 110
Mehrschichtsequenz 125
Messfeld 174
Mittlere Rohdaten 119
MR-Signal 60
mSENSE 175
Multiecho-Sequenz 90, 139
Mxy (Quermagnetisierung) 59
Mz (Längsmagnetisierung) 59
N
Neutron 24

O
Oblique Schichten 107
Offresonanz 168
Ortsfrequenz 117
Oversampling 176
P
Partitionen 126
parts per million 35
Passiver Shim 194
PAT-Faktor 170
Pauli-Ausschließungsprinzip 28
Peak 156
Permanentmagnet
Pfeil
190
Vektordarstellung 25
Phase 44
Phasenkodiergradient GP 115, 123
Phasenkodierschritte 116
Phasenkodierung 115
Physiologische Stimulation 215
Pixel 109
Polarisierung 199
Präparationspuls 141
Präzession 37
Proton 21
Ladung 24
Protonendichte 35, 133
Protonendichte-Kontrast 134
Q
Quermagnetisierung Mxy 59
Querrelaxation 78
R
Rauschen 198
Relaxation
Repetitionszeit TR
65, 69
siehe auch Wiederholzeit 132
Rephasierung 95
Resonanz 50
Rohdaten 109
Äußere 119
Mittlere 119
Rohdatenmatrix 116
S
SAR
(Spezifische Absorptionsrate) 217
Schicht 106

Index
223
Schichtdicke
Schichten
105
Schräg 107
Schichtposition 105
Schichtselektionsgradient GS 105, 122
Schräge Schichten 107
Segmentierter k-Raum 162
SENSE 173
Sensitivitätsprofil
Shim
175
Aktiv 194
Interaktiv 194
Passiv 194
3D 194
Shim-Spulen 194
Single-Shot 165
Sinuskurve 40
Slab 126
Slew Rate 195
SMASH 177
Sonderspulen 198
Spektrallinie 156
Spektrum
Spezifische Absorptionsrate
114, 155
(SAR) 217
Spin 21
Spinecho 89
Spinensemble 29
Spin-Gitter-Relaxation 73
Spinmagnet 23
Spinpräzession
Spins
38
Dephasierung 78, 95
Rephasierung 95
Spin-Spin-Kopplung 158
Spin-Spin-Relaxation 81
Spulen 197
Polarisierung 199
SR (Slew Rate) 195
Statisches Magnetfeld 32
Steady State 150
Steuerrechner 202
Steuersoftware 203
Streufeld 213
Supraleitender Magnet 191
T
TE (Echozeit) 89
TEeff (effektive Echozeit) 161, 165
TI (Inversionszeit) 141
TR (Wiederholzeit) 121
True Inversion-Recovery 146
Turbofaktor 161

T1 (Längsrelaxation) 71
T1-Bild 139
T1-gewichtetes Bild 137
T1-Kontrast 138
T2 (Querrelaxation) 78
T2-Bild 139
T2-gewichtetes Bild 135
T2-Kontrast 136
U
Überfaltungen 176
Überschuss-Spins 33
Ultra-Hochfeld-Magnet 193
V
Vektoren 25
Addition 25
Darstellung 25
Komponenten 26
Voxel 29, 109
W
Wiederholzeit TR 121
X
xy-Ebene
Koordinatensystem 42
Z
z-Achse
Koordinatensystem 42
Zeitbereich 155
Zeitkonstante 69
Nummerisch
180°-Puls
2-dimensionale
52
Fourier-Transformation 118
3D-Bildgebung 126
3D-Block 126
3D-Shim 194
90°-Puls 52

Text und Redaktion:
Alexander Hendrix
Visuelles Design:
Jacqueline Krempe

Siemens AG Medical Solutions
Magnetresonanztomographie
Henkestr. 127, D-91052 Erlangen
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Telefon: ++49 9131 84-0
Internet: SiemensMedical.com
Bestellnr.: A91100-M2200-M705-1
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