Magnete, Spins und Resonanz
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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 Index 1 Begleiten Sie uns in die faszinierende Welt der modernen MR-Bildgebung! Diese Broschüre ist vor allem jenen Radiologen und MTAs gewidmet, welche die Magnetresonanztomographie klinisch anwenden, und natürlich allen Fachärzten und Praktikern, die eine mögliche Anwendung planen. Darüberhinaus möge diese Broschüre allen Interessierten ein leicht verständliches Einstiegswerk sein. Magnete, Spins und Resonanzen Wir wünschen Ihnen eine lehrreiche und angenehme Lektüre. Siemens Medical Solutions 0 1 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 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. 3 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 MRSystem 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 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. Diffusions- und Perfusionsbildgebung Protonen-Spektroskopie MR-Highlights 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. 5 Darüberhinaus bietet sie vielseitige Informationen über die Funktion des Herzmuskels, wie Vitalität, Auswurfvolumen, Perfusion, Wandbewegung oder Klappenfunktion. Umfassende Bildgebung des Herzens Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß Kontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß MR in der Gastrtoenterologie Orthopädie in der MR MR in der Neurologie 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). Diffusions- und Perfusionsbildgebung Protonen-Spektroskopie MR-Highlights 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. 7 Kontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß Umfassende Bildgebung des Herzens MR in der Gastrtoenterologie Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Diffusions- und Perfusionsbildgebung Protonen-Spektroskopie Kontrastverstärkte MR-Angiographie unter Verwendung starker Gradienten, iPAT (integrated Parallel Acquisition Techniques) und Arrayspulen. Eine exzellente Detailzeichnung der Blutgefäße wird in nur wenigen Sekunden Messzeit erreicht. MR-Highlights 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. 9 MR in der Gastroenterologie Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß Umfassende Bildgebung des Herzens Kontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß Orthopädie in der MR Neue Techniken wie iPAT (integrated Parallel Acquisition Techniques) und PACE (Prospective Acquisition CorrEction) beschleunigen die Untersuchung und helfen, Bewegungsartefakte zu reduzieren. Durch die Nachverarbeitung von 3D-Datensätzen gewinnt man Ansichten in der virtuellen Endoskopie. MR in der Neurologie Diffusions- und Perfusionsbildgebung Protonen-Spektroskopie MR-Highlights 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). 11 Orthopädie in der MR Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß Umfassende Bildgebung des Herzens Kontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß MR in der Gastrtoenterologie Durch eine spezifische Wasseranregung der interessierenden Region wird das störende Fettsignal unterdrückt. MR in der Neurologie Diffusions- und Perfusionsbildgebung Protonen-Spektroskopie MR-Highlights 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. 13 MR in der Neurologie Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß Umfassende Bildgebung des Herzens Kontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß MR in der Gastrtoenterologie Die moderne Technik ermöglicht die kompakte Darstellung von Mosaikbildern, nützlich beispielsweise zur OP-Planung. Orthopädie in der MR Diffusions- und Perfusionsbildgebung Protonen-Spektroskopie MR-Highlights Diffusions- und Perfusionsbildgebung Die Diffusionsbildgebung mit Single-Shot-EPI-Sequenzen bietet 16 verschiedene b-Werte mit einem maximalen b-Wert von 10 000 s/mm2. Das integrierte Postprocessing (Inline) errechnet ADC-Karten (Apparent Diffusion Coefficient) und Trace-gewichtete Bilder vollautomatisch. 15 Diffusions- und Perfusionsbildgebung 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 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 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. 17 Protonen-Spektroskopie 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 1 19 Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht Wie funktioniert eine MR-Untersuchung? Verfolgen wir den Vorgang bei einem Patienten. Er wird im Kernspintomographen einem starken Magnetfeld ausgesetzt. Im Verlauf der Untersuchung werden magnetische Reaktionen in seinem Körper hervorgerufen, die zu einem messbaren Signal führen. Um diese Reaktionen zu verstehen, möchten wir mit Ihnen eine kleine Reise durch die MR-Physik unternehmen. Sie werden den KERNSPIN als den »Verantwortlichen« für diese moderne Eine kleine Reise durch die MR-Physik Bildgebungstechnik kennenlernen und das Wesen der MAGNETRESONANZ (MR) verstehen. 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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. Was macht die Wasserstoffprotonen für die Magnetresonanztomographie nutzbar? 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. 21 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 Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht ZUR DISKUSSION So entsteht die Magnetisierung Das Eigentümliche am Spin Klassische Physik oder Quantenphysik Sie können sich zunächst vorstellen, ein Proton würde wie eine Billardkugel um seine eigene Achse wirbeln. 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. 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. 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 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.) 23 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 Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht ZUR DISKUSSION So entsteht die Magnetisierung Spins haben immer eine Richtung Die Sache mit der rotierenden Ladung 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. 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. 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. 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 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. 25 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 Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Vektoren gleichen Betrags, aber entgegengesetzter Richtung, KOMPENSIEREN sich: a – a = 0. Ebenso wie addieren, kann man Vektoren auch wieder zerlegen. Man kann insbesondere jeden Vektor in voneinander unabhängige KOMPONENTEN zerlegen. Das sind die Projektionen des Pfeils auf vorgegebene Achsen im Raum, auf das KOORDINATENSYSTEM. In unserem Beispiel besteht der Summenvektor a + b senkrecht aus a und waagerecht aus b. 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 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 13C, Fluor 19F, Natrium 23Na oder Phosphor 31P. Zwei Drittel der in der Natur vorkommenden Isotope besitzen einen resultierenden Kernspin und sind damit für die Magnetresonanz nutzbar. 27 Atomkerne mit sowohl einer geraden Anzahl von Protonen als auch Neutronen besitzen keinen resultierenden Kernspin. Sie sind magnetisch neutral. Beispiele sind Sauerstoff 16O (8 Protonen, 8 Neutronen) oder Kohlenstoff 12C (6 Protonen, 6 Neutronen). Diese Isotope sind für die Magnetresonanztomographie nicht nutzbar. Atomkerne und Spins Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht ZUR DISKUSSION So entsteht die Magnetisierung Auf den Punkt gebracht Wie entsteht der Kernspin? Der Kernspin ist die tiefere Ursache für die Fähigkeit zur Magnetresonanz: Ein Atomkern mit Spin ist stets magnetisch. 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. 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. 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 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. 29 So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht ZUR DISKUSSION Atomkerne und Spins Das Spinensemble im feldfreien Raum Gibt es überhaupt einen feldfreien Raum? Man erhält die Wirkung des Ensembles durch räumliche Addition der einzelnen Spinvektoren. 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. 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. 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 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. 31 So entsteht die Magnetisierung Atomkerne und Spins Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht 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. 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 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 ÜBERSCHUSSSPINS, 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). 33 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 Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht 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. 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 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 ÜberschussSpins? Protonen 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. 35 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⋅1019 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 Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht ZUR DISKUSSION Atomkerne und Spins Auf den Punkt gebracht Sehr diskret und dennoch kontinuierlich ... Wenn der menschliche Körper einem starken Magnetfeld ausgesetzt wird, entsteht im Gewebe eine schwache Magnetisierung in Richtung der Feldlinien. 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. 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. 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 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. 37 Spinschwingungen im Magnetfeld Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung 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 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 TeslaFeld. Diese Kreiselfrequenz der Spins nennt man auch LARMORFREQUENZ. 39 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. Spinschwingungen im Magnetfeld Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie das MR-Signal entsteht Zwischen Berg und Tal 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. 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. 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 Präzession präzise gefasst Die Larmorfrequenz ω wächst proportional mit dem Magnetfeld B. Es gilt die Formel: ω=γB (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.) 41 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. Spinschwingungen im Magnetfeld Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Die xy-Ebene kommt ins Spiel Lassen Sie uns für das Folgende eine kleine »Sprachregelung« vereinbaren: In einem üblichen xyz-Koordinatensystem legen wir per definitionem die Z-ACHSE in die Richtung des Magnetfeldes. Die Ebene quer zu den Feldlinien nennen wir die XY-EBENE. Wie das MR-Signal entsteht 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik Im Grundzustand: Völlig außer Phase Konzentrieren wir uns auf die ÜberschussSpins 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. 43 Spinschwingungen im Magnetfeld Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Wie spät ist es? 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. Wie das MR-Signal entsteht 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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. 45 Spinschwingungen im Magnetfeld So entsteht die Magnetisierung Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen ZUR DISKUSSION Atomkerne und Spins 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. Wie das MR-Signal entsteht 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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. 47 Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Wie das MR-Signal entsteht Magnetische Frisbee-Scheiben 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. 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 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. 49 Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Im Einklang sein Stimmgabeln in Resonanz 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. Wie das MR-Signal entsteht 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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. 51 »Steter Tropfen höhlt den Stein«: Die Spinwaage gerät aus dem Gleichgewicht. Wir sehen die Magnetisierung einfach umkippen. Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Pulse und Kippwinkel 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. Wie das MR-Signal entsteht 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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 53 Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld 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. Nach dem 180°°-Puls 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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? 55 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). Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Wie das MR-Signal entsteht 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. Nach dem 90°°-Puls 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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. 57 Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Wie das MR-Signal entsteht 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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. 59 Wie das MR-Signal entsteht Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen 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). Den Grund für den Signalabfall erläutern wir im nächsten Kapitel. 1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik 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. 61 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. Wie das MR-Signal entsteht Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung Spinschwingungen im Magnetfeld Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen Zusammenfassung 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. 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). 2 63 Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) 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 Längsmagnetisierung nach dem 90°-Puls wieder zu ihrer alten Größe anwächst – so, »als wäre nichts geschehen«. Diesen Vorgang nennt man RELAXATION. Über Spinerholung und Echos 2 Über Spinerholung und Echos 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). 65 Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Spinecho (T2*) 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 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. 67 Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Spinecho (T2*) 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 Gradientenecho 2 Über Spinerholung und Echos Was ist eine Relaxation? Gleichgewicht Eine RELAXATION ist ein dynamischer Prozess: Ein System kehrt aus einem Nichtgleichgewichtszustand in sein Gleichgewicht zurück. 69 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). Nichtgleichgewicht Ungefähr so, wie ein gespanntes Gummiband weniger stark zurückschnellt, wenn es weniger gespannt ist. 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. Wenn die Relaxation exponentiell verläuft, kann man sie durch ihre ZEITKONSTANTE T beschreiben: Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Spinecho (T2*) Das Gradientenecho 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 T1 und T2. Längs – Bergauf – T1 Quer – Bergab – T2 Die T2-Konstante ist also im Normalfall bedeutend kürzer als die T1-Konstante. 2 Über Spinerholung und Echos Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Nach einer gewissen Zeit erholt sich die Längsmagnetisierung wieder vollständig von der Störung durch den HF-Puls. Das Spinensemble strebt im statischen Magnetfeld seinem energetischen Gleichgewichtszustand zu. Zurück in den Gleichgewichtszustand 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. 71 Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Relaxation verstehen Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Spinecho (T2*) Das Gradientenecho T1-Konstanten unter der Lupe Verschiedene Gewebearten zeigen unterschiedliche Relaxationszeiten. Dies ist der Schlüssel zu dem großen Bildkontrast, der mit MR erreicht werden kann. Wieso geschieht dies? Die Energie der angeregten Spins geht durch Wechselwirkung mit dem ➔ Gitter wieder verloren. Fett weiße Substanz graue Substanz Liquor Wie die Tabelle zeigt, ist die T1-Konstante auch feldstärkeabhängig. T1-Konstanten (in ms) 0,2 Tesla Fett Muskel Weiße Substanz Graue Substanz Liquor 370 388 492 1400 1,0 Tesla 240 730 680 809 2500 1,5 Tesla 863 783 917 3000 Einfache Merkregel: Fett hat kurzes T1, Wasser hat langes T1. 2 Über Spinerholung und Echos ZUR DISKUSSION Die Spin-Gitter-Relaxation 73 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 (T1) Relaxation verstehen Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Spinecho (T2*) 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 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 Ein Vorgeschmack auf den T1-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. 75 T1 Im T1-Kontrast erscheint Liquor dunkel Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Relaxation verstehen Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Spinecho (T2*) Das Gradientenecho 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. 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 Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) 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. 77 Wegen unvermeidlicher Wechselwirkungen geht die Kohärenz zwischen den kreiselnden Spins wieder verloren. Die Spins geraten außer Phase, die Quermagnetisierung nimmt ab. Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Das Spinecho (T2*) Das Gradientenecho Zum Beispiel Wettläufer ... Wir können dies mit einer Gruppe von Wettläufern vergleichen. Während des Starts sind sie noch auf einer Linie. 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. 2 Über Spinerholung und Echos 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. 79 Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Das Spinecho (T2*) Das Gradientenecho T2-Konstanten unter der Lupe Auch die Zeitkonstante T2 ist gewebespezifisch. Fett weiße Substanz Liquor graue Substanz Die T2-Konstanten sind weitgehend unabhängig von der Feldstärke. T2-Konstanten (in ms) Fett Muskel Weiße Substanz Graue Substanz Liquor 84 47 92 101 1400 Es gilt das gleiche wie bei der T1-Konstante: Fett hat kurzes T2, Wasser hat langes T2. Über Spinerholung und Echos ZUR DISKUSSION 2 Was ist bei der Querrelaxation anders? Die Spin–Spin-Relaxation 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). Obwohl die Wechselwirkung zwischen den Spins nicht die einzige Ursache für die Querrelaxation ist, hat sich der Begriff SPIN-SPIN-RELAXATION eingebürgert. Die Zusatzprozesse sind vor allem ➔ SpinSpin-Wechselwirkungen innerhalb des Ensembles. 81 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. Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Das Spinecho (T2*) 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 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 Ein Vorgeschmack auf den T2-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. T1 Im T2-Kontrast erscheint Liquor hell, im Gegensatz zum T1-Kontrast. T2 83 Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Das Spinecho (T2*) Das Gradientenecho Auf den Punkt gebracht 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 AbSpins, die Überschuss-Spins erzeugen die Längsmagnetisierung. 2. Die Spins kreiseln wieder außer Phase, so dass keine Quermagnetisierung beobachtbar ist. Die Querrelaxation folgt einer exponentiellen Abklingkurve, die durch die Zeitkonstante T2 charakterisiert ist. T2 ist ein Maß für die Dephasierung der Kernspins. Auch die T2-Konstante ist gewebeabhängig und trägt zum Kontrast im Bild bei. 2 Über Spinerholung und Echos Das Spinecho (T2*) Das MR-Signal ist abgeklungen, die Quermagnetisierung scheint zerfallen. Doch nun kommt der magische Augenblick: Wir holen das MR-Signal zurück. Durch einen Trick erzeugen wir ein Spinecho. 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. 85 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. Das Spinecho (T2*) Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Der Umkehrtrick Wozu kümmern wir uns dann überhaupt um die T2-Konstante? Die Phasenkohärenz der Spins scheint doch schon in der T2*-Zeit unwiderruflich zerstört. Doch das ist ein Irrtum. Erinnern Sie sich an unsere 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 Gradientenecho 2 Über Spinerholung und Echos Echo 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. 87 Das Spinecho (T2*) Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Gradientenecho 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. Resultat: Die schnelleren Spinkreisel (1) liegen jetzt hinter den langsameren (3) – und holen sie wieder ein ... 2 Über Spinerholung und Echos 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. 89 Spinecho Das Spinecho (T2*) Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Gradientenecho Echos hintereinander packen Wenn wir mehrere 180°-Pulse hintereinander folgen lassen, entstehen mehrere Spinechos, erzeugt durch eine MULTIECHOSEQUENZ. 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 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 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 91 Die Stärke des FIDs lässt sich schlecht messen. Daher werden Echos für die Bildgebung bevorzugt. Das Spinecho (T2*) Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Gradientenecho 2 Über Spinerholung und Echos 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. 93 Das Gradientenecho Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Steigende Felder Was ist ein Gradient? 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 (T2*) 2 Über Spinerholung und Echos 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. 95 Gradientenecho Das Gradientenecho Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Spinecho (T2*) Wenig Zeit für die Echozeit Die Echozeit TE muss bei einer GradientenechoSequenz wesentlich kürzer sein als bei der SpinechoTechnik. 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 SpinechoTechnik. 2 Über Spinerholung und Echos 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 GradientenechoSequenzen. 97 Das Gradientenecho Relaxation verstehen Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1) Die Quermagnetisierung zerfällt (T2) Das Spinecho (T2*) 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. Die Gradientenecho-Technik ist schneller als die Spinecho-Technik. 3 99 Die Schichten, aus denen die Bilder kommen Ein Spaziergang durch den k-Raum 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 Vom Signal zum Bild darstellt? 3 Vom Signal zum Bild 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. 101 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-, yund 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 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. überall gleich 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. 103 Gradie langsamer nt 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 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? 105 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 Vorgestellt: Die Pulssequenz Wir wählen die Schichtdicke 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 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. 107 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 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. Pixel Voxel 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. 109 Ein Spaziergang durch den k-Raum Die Schichten, aus denen die Bilder kommen 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 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 Frequenzkodierung HF-Puls 111 Ein Spaziergang durch den k-Raum Die Schichten, aus denen die Bilder kommen Vorgestellt: Die Pulssequenz Mit einem vielseitigen mathematischen Verfahren – der ➔ Fourier-Transformation – lassen sich diese unterschiedlichen Frequenzen wieder herausfiltern. Fourier Transformation Frequenzkodierung HF-Puls 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 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. 113 Ein Spaziergang durch den k-Raum Die Schichten, aus denen die Bilder kommen 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 Vom Streifen zum Bild Phase 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? 115 Frequenz Ein Spaziergang durch den k-Raum Die Schichten, aus denen die Bilder kommen 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 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. 117 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). Ein Spaziergang durch den k-Raum Die Schichten, aus denen die Bilder kommen Vorgestellt: Die Pulssequenz k-Raum 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. Bildraum Fourier Transformation 3 Vom Signal zum Bild 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. 119 Ein Spaziergang durch den k-Raum Die Schichten, aus denen die Bilder kommen 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 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 SpinechoSequenz. Sie besteht aus dem 90°-Puls, gefolgt von einem 180°-Puls, der in der Echozeit TE das Spinecho erzeugt. Diese Pulsfolge wird mit der WIEDERHOLZEIT TR wiederholt, und zwar so oft, wie der k-Raum mit Echos gefüllt wird. Die Anzahl der Phasenkodierschritte, sprich der Rohdatenzeilen, entspricht der Anzahl der Wiederholungen der Sequenz. Die Auflösung des Bildes in Phasenkodierrichtung bestimmt also weitgehend die Messzeit. Messzeit = NP × TR (NP : Anzahl der Phasenkodierschritte) 121 Spinecho Vorgestellt: Die Pulssequenz Die Schichten, aus denen die Bilder kommen Ein Spaziergang durch den k-Raum Die Schichtselektion Zeitgleich mit dem 90°-Puls wird der SCHICHTSELEKTIONSGRADIENT GS geschaltet (Balken nach oben). Damit wird die Schicht ausgewählt. Was bedeutet der zusätzliche Balken nach unten bei GS ? Durch den Gradienten sind die Spinphasen längs der Schichtdicke aufgefächert (dephasiert). Man muss dies durch einen umgekehrten Gradienten halber Zeitdauer wieder kompensieren (Rephasierungsgradient). Während des 180°-Pulses wird wieder der Schichtselektionsgradient geschaltet, damit der 180°-Puls nur auf die Spins der zuvor angeregten Schicht wirkt. Spinecho 3 Vom Signal zum Bild Die Phasenkodierung Zwischen Schichtselektion und Spinecho wird kurzzeitig der PHASENKODIERGRADIENT 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. 123 Spinecho Vorgestellt: Die Pulssequenz Die Schichten, aus denen die Bilder kommen Ein Spaziergang durch den k-Raum Die Frequenzkodierung 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 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. 125 Vorgestellt: Die Pulssequenz Die Schichten, aus denen die Bilder kommen Ein Spaziergang durch den k-Raum So erzeugen wir 3D-Daten Schnellere Sequenzen wie z.B. die GradientenechoSequenzen 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 Aus dem durch die 3D-Messung erzeugten Datensatz kann die Nachverarbeitungs-Software räumliche Ansichten rekonstruieren. 127 Vorgestellt: Die Pulssequenz Die Schichten, aus denen die Bilder kommen Ein Spaziergang durch den k-Raum 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 FourierTransformation rekonstruiert das MR-System aus den gemessenen Rohdaten das MR-Bild. 4 12 Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Inversion Recovery Kontraste mit Gradientenechos Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie Die Qualität des Bildkontrastes ist entscheidend für die diagnostische Relevanz eines medizinischen Bildes. Die MR-Bildgebung ist einzigartig in ihren Möglichkeiten, den Bildkontrast zu kontrollieren, und erweitert somit die diagnostischen Möglichkeiten. Die Kunst der MR-Anwendung liegt in der geschickten Wahl der Pulssequenz und in der Kombination der Messparameter. In diesem Kapitel stellen wir die wichtigsten Pulssequenzen und Kontrasttypen dar. Der große Spielraum der Kontraste Der Anhang dieses Kapitels bietet einen kurzen Einblick in die MR-Spektroskopie. 4 Der große Spielraum der Kontraste 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. 131 Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Inversion Recovery Kontraste mit Gradientenchos Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie TE und TR Erinnern Sie sich an den Ablauf der SpinechoSequenz? Auf einen 90°-Puls folgt nach der Zeitspanne τ ein 180°-Puls. Es entsteht nach der Echozeit TE = 2τ ein Spinecho. Diese Pulsfolge 90°–180° muss so oft wiederholt werden, bis alle Phasenkodierschritte der Messmatrix gemessen sind (z.B. 256 mal). Den zeitlichen Abstand der Wiederholungen nennt man die REPETITIONSZEIT TR (oder auch Wiederholzeit). TE und TR sind die wichtigsten Parameter zur Kontraststeuerung einer Spinecho-Sequenz. Lassen Sie uns verfolgen, wie sich diese beiden Zeitparameter auf den Bildkontrast auswirken. τ τ Spinecho 4 Der große Spielraum der Kontraste 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. 133 TR lang TE kurz PD-Kontrast Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Inversion Recovery Kontraste mit Gradientenchos Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie Wenn wir die Wiederholzeit TR genügend lang wählen, hängt der Signalunterschied der Gewebe nach einem wiederholten 90°-Puls wegen der fast vollständigen Längsrelaxation vor allem von den Protonendichten der Gewebe ab. Wenn wir daher die Echos kurz nach den wiederholten 90°-Pulsen erzeugen, also mit kurzer Echozeit TE, erhalten wir ein protonendichtegewichtetes Bild (abgekürzt PD). In der Praxis wählt man das TR einer SpinechoSequenz 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 ProtonendichteKontrast: 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 T2-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. 135 TR lang TE lang T2-Kontrast Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Inversion Recovery Kontraste mit Gradientenchos Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie 60 ms Der Bildvergleich zeigt das Verhalten des T2-Kontrastes bei anwachsender Echozeit TE. Mit wachsender Echozeit tritt der Einfluss der Protonendichte in den Hintergrund. Der T2-Kontrast hängt stark vom gewählten TE ab. Das optimale TE eines T2-gewichteten Bildes ist ein Mittelwert aus den T2-Konstanten der darzustellenden Gewebe (hier zwischen 80 ms und 100 ms). Bildvergleich zum T2-Kontrast: TR lang (2 500 ms) TE anwachsend 90 ms Bei allzu langer Echozeit (letztes Bild) ist der Zerfall der Quermagnetisierungen so weit fortgeschritten, dass der Signalanteil mancher Gewebearten im unvermeidlichen Signalrauschen untergeht. 120 ms T2-KONTRAST TR lang – TE lang Liquor mit langem T2 erscheint hell im T2-gewichteten Bild. 4 Der große Spielraum der Kontraste T1 -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. 137 TR kurz TE kurz T1-Kontrast Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Inversion Recovery Kontraste mit Gradientenchos Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie 15 ms Der Bildvergleich zeigt weitgehenden T1-Kontrast, wenn sowohl TR als auch TE kurz sind. Bei längeren Echozeiten nimmt nicht nur der T1-Kontrast sehr stark ab, sondern auch das messbare Signal. Die Kombination von kurzer Wiederholzeit und langer Echozeit ist offensichtlich unbrauchbar. Normale Weichteilgewebe unterscheiden sich nur gering in den Protonendichten. Sie zeigen jedoch unterschiedliche T1-Relaxationen. Daher eignet sich die T1-gewichtete Bildgebung gut zur anatomischen Darstellung. 60 ms Bildvergleich zum T1-Kontrast: TR kurz (500 ms) TE anwachsend Liquor mit langem T1 erscheint dunkel im T1-gewichteten Bild. 90 ms T1-KONTRAST TR kurz – TE kurz 120 ms 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 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. 139 1 2 3 Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Inversion Recovery Kontraste mit Gradientenchos Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie Auf den Punkt gebracht TR Der Bildvergleich zeigt die drei wichtigen Kombinationen von TR und TE und ihre resultierenden Kontrastgewichtungen: • T1-Kontrast (TR kurz, TE kurz) • T2-Kontrast (TR lang, TE lang) • Protonendichte-Kontrast (TR lang, TE kurz) In der Spinecho-Bildgebung sind die Wirkungen von T1 und T2 gegensätzlich: Gewebe mit längerem T1 erscheint dunkler im T1-gewichteten Bild, Gewebe mit längerem T2 erscheint heller. lang PD T2 kurz T1 kurz lang TE 4 Der große Spielraum der Kontraste 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. 141 Spinecho Kontraste mit Inversion Recovery Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Gradientenchos Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie Stark im T1-Kontrast Während die Stärke der Spinecho-Sequenz im T2-Kontrast liegt, erzeugt die Inversion-RecoverySequenz einen höheren T1-Kontrast. Da die Längsmagnetisierungen bei der IR-Sequenz wegen der Invertierung aus dem negativen Bereich relaxieren, dauert die T1-Relaxation länger. Durch den versetzten Nulldurchgang bei verschiedenen Gewebearten entsteht eine größere Aufspaltung der Kurven und dadurch der höhere T1-Kontrast. Wir optimieren nun den Kontrast durch die Wahl der Inversionszeit TI. Wir können die IR-Sequenz benutzen, um auch kleinste T1-Kontraste, z.B. im Gehirn von Neugeborenen, darzustellen. Nachteil ist die längere Messzeit. Außerdem misst man – je nach Wahl von TI – weniger Schichten als mit der T1-gewichteten Spinecho-Technik. 4 Der große Spielraum der Kontraste 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! 143 ! a b Kontraste mit Inversion Recovery Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Gradientenchos Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie 100 ms Der Bildvergleich zeigt den Einfluss der Inversionszeit TI auf den Kontrast im Gehirn. Die Signale von weißer bzw. grauer Gehirnmasse können verschwinden. 200 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. 300 ms 400 ms 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 T1-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. 145 Kontraste mit Inversion Recovery Spinechos und Kontrastgewichtungen 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 Additiver T1- und T2-Kontrast Sie erinnern sich an die SpinechoBildgebung: 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 T1und 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. 147 Kontraste mit Inversion Recovery Spinechos und Kontrastgewichtungen 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 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. 149 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! Kontraste mit Gradientenechos Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Inversion Recovery Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie Optimaler Kippwinkel und Steady State 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 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. Gradientenecho FLASH ist die Abkürzung für Fast Low Angle Shot. 151 Kontraste mit Gradientenechos Spinechos und Kontrastgewichtungen Kontraste mit Inversion Recovery Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie T1 Die Kontrastmechanismen einer Gradientenecho-Sequenz sind reichhaltiger als bei der Spinecho-Technik und sehr komplex. Mit einer FLASHSequenz 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°) Bildvergleich der FLASH-Kontraste T2* PD 4 Der große Spielraum der Kontraste ... 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. 153 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. Kontraste mit Gradientenechos 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. Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie Kontrast mit FISP 3D T1/T2* 4 Der große Spielraum der Kontraste 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. Fourier Transformation Zeitbereich Durch eine einfache FourierTransformation 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. 155 Frequenzbereich Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie 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). 4 Der große Spielraum der Kontraste 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. 157 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). Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie 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. 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. 5 15 Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI) SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken Dank der ultraschnellen Bildgebung liegt die Messzeit einer Schicht heute im Subsekundenbereich. Um die Bildgebung mit MR zu beschleunigen, werden vor allem die bekannten Spinecho- und GradientenechoTechniken 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. Die schnelle Bildgebung 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 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). 161 Der Bildkontrast wird im wesentlichen durch das mittlere Echo bestimmt, bei dem der Phasenkodiergradient null ist. Der zeitliche Abstand zwischen 90°-Puls und mittlerem Echo ist die EFFEKTIVE ECHOZEIT TEeff. Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI) SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken Segmentierter k-Raum 1 Segment 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. 17 Zeilen = Zahl der Anregungen 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 5 Die schnelle Bildgebung T2-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. 163 Bildvergleich T2-Spinecho T2-Turbo-Spinecho Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI) SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken Auf den Punkt gebracht Ausblick Eine TurboSE-Sequenz erzeugt eine Serie von Spinechos je Anregung. Das ist der Echozug. Eine Weiterentwicklung der TurboSE-Technik bietet die Kombination mit einem Inversionspuls (Turbo Inversion Recovery, TIR), die Kombination mit Half-FourierBildgebung (Half Fourier Acquired Single Shot Turbo Spin Echo, HASTE) oder der zusätzliche Einbau von Gradientenechos (Turbo Gradient Spin Echo, TurboGSE). 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. 5 Die schnelle Bildgebung 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. 165 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. Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI) Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos 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 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. 167 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. Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI) Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken Segmentierte EPI-Sequenzen 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 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. 169 SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken 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. 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 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. 171 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. SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken 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. 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 SENSE: Reduzieren und somit überfalten Normal 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. Reduziert Dieses Verhalten ergibt sich prinzipiell aus der Periodizität der angewandten FourierTechnik (Frequenz- und Phasenkodierung): Jedes Pixel im reduzierten Bild ist eine Überlagerung von Pixeln eines gefalteten Gesamtbildes. Das reduzierte Bild eines Phantoms zeigt periodische Überfaltungen aus den Bereichen außerhalb des Messfelds. 173 SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI) Messfeld, Auflösung und Abtastrate 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 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. Eine Spule misst überfaltete Pixel Spulenprofil 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 SENSEAlgorithmus. Die Implementation des SENSE-Algorithmus bei Siemens heißt mSENSE (modified SENSE). 175 Der gleiche Pixel über zwei Spulen gemessen SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI) Überfaltung und Oversampling Der SENSE-Algorithmus berechnet aus den einzelnen Überfaltungsbildern das ungefaltete Gesamtbild. Hierzu werden Pixel für Pixel in den reduzierten Bildern die Signalanteile aus den einzelnen Raumpositionen separiert. Ein vertrauter Artefakt: Wenn das Messfeld kleiner gewählt wurde als die Objektgröße, sind ÜBERFALTUNGEN von Strukturen außerhalb des Messfelds im Bild zu sehen. Bildvergleich zur Überfaltung Durch Erhöhung der Abtastrate (OVERSAMPLING) können wir den Überfaltungseffekt eliminieren (Beispiel: 512 statt 256). Prinzip des Oversampling 5 Die schnelle Bildgebung 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. 177 Harmonische SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken 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). 0. Harmonische 1. Harmonische 5 Die schnelle Bildgebung 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 GRAPPAAlgorithmus 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. 179 SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI) 6 181 System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das HochfrequenzSystem Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung Die klinische Praxis kennt eine Vielzahl leistungsfähiger Kernspintomographen unterschiedlicher technischer Ausführung. Wir können diese leicht nach der SystemBauweise unterscheiden. Unabhängig von der Bauweise und anderer Unterscheidungsmerkmale besitzen alle MR-Systeme wesentliche gemeinsame Komponenten. Die Bauweisen und Komponenten von MR-Systeme und ihre Komponenten MR-Systemen sind Gegenstand dieses Kapitels. 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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 GANZKÖRPERSYSTEME, 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. 183 System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Offene Systeme 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 HochfrequenzSystem Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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). 185 System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das HochfrequenzSystem Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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 Das Computersystem Die Komponenten des Magnetsystems sind im Untersuchungsraum angeordnet. Der Raum ist gegen störende magnetische und hochfrequente Strahlung von außen abgeschirmt. Ebenso verhindert die Abschirmung, dass die durch das Magnetsystem verursachten Magnet- und Hochfrequenzfelder Geräte oder Gegenstände außerhalb des Untersuchungsraums beeinflussen können. Störungen von Funk- und Radiokanälen werden vermieden, empfindliche Geräte sind geschützt. Um MR-Bilder von hoher Qualität erzeugen und auswerten zu können, müssen die drei Subsysteme gesteuert und die gemessenen Ergebnisse visualisiert werden. Hierzu dient ein leistungsfähiges Computersystem. Es umfasst: • den Bildrechner, • den Steuerrechner mit Konsole und • die Steuer- und Auswertungssoftware. Magnet mit Patientenliege Gradientensystem Hochfrequenzsystem Computersystem Bedien- und Auswertkonsole 187 Die System-Komponenten System-Bauweisen Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das HochfrequenzSystem Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung Dokumentation und Datensicherung HF-Spulen senden empfangen GradientenSpulen x y z G HF Empfangsverstärker Sendeverstärker Steuerrechner C Bildrechner 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 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. 189 Der Hauptfeld-Magnet System-Bauweisen Die SystemKomponenten Das Gradientensystem Das HochfrequenzSystem Das Computersystem 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. 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. Dokumentation und Datensicherung 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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. 191 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 SystemKomponenten Das Gradientensystem Das HochfrequenzSystem Das Computersystem 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. Dokumentation und Datensicherung 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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. 193 Der Hauptfeld-Magnet System-Bauweisen Die SystemKomponenten Das Gradientensystem Das HochfrequenzSystem Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung 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. 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 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. 195 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. Das Gradientensystem System-Bauweisen Die SystemKomponenten Haupt-Magnetfeld Hochfeld (1–2 T) Ultra-Hochfeld (3 T) Der Hauptfeld-Magnet maximale Amplitude (in Millitesla/Meter) 20–40 mT/m 40 mT/m Das HochfrequenzSystem Anstiegszeit (in Millisekunden) 0,4–0,2 ms 0,1 ms Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung Anstiegsrate, SR (in Tesla/Meter/Sekunde) 50–200 T/m/s 200–400 T/m/s Gradientensystem-Familie MR-Systeme kann man durch ein Upgrade des bestehenden Gradientensystems auf ein höheres Leistungsniveau bringen. Die GradientensystemFamilie 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 HauptfeldMagneten, kann man weiterhin verwenden. 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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 GanzkörperAntennensystems. Die Körperspule besitzt ein großes Messfeld. 197 Das Hochfrequenz-System System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung Homogenität des HF-Feldes Sonderspulen 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. Bei einer Sendespule ist die Homogenität des HF-Feldes im Anregungsvolumen ein wichtiges Qualitätskriterium. Alle betroffenen Atomkerne sollen die gleiche Anregung erfahren. Bei HauptfeldMagneten 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 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) 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. Eine CP-Spule erreicht ein besseres Signal-zu-Rausch-Verhältnis als eine LP-Spule. 199 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. Das Hochfrequenz-System System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Computersystem 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. Dokumentation und Datensicherung 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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 FourierTransformation ist ein sehr rechenintensiver Prozess. Pro Sekunde kann ein moderner Bildrechner ca. 100 Bilder mit einer Matrix von 256 × 256 Bildpunkten rekonstruieren. 201 Um die Leistungsfähigkeit des Prozessors voll auszuschöpfen, müssen die anderen Komponenten des Bildrechners entsprechend dimensioniert sein. Der Hauptspeicher (RAM) liegt deshalb im Gigabyte-Bereich und die Rohdaten für die Bilder werden auf schnellen Festplatten mit einer hohen Gesamtkapazität abgelegt. Das Computersystem System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Der Steuerrechner Der Steuerrechner kontrolliert und überwacht das gesamte System (Dateneingabe, Messablauf, Bilddarstellung). Der Steuerrechner ist ein leistungsfähiger Mehrzweckcomputer. Um die unterschiedlichen, oft auch parallelen Aufgaben rasch abarbeiten zu können, besitzt er mehrere Prozessoren der neuesten Generation. Der Steuerrechner bestimmt letztendlich die Schnelligkeit, mit der das System auf Benutzerkommandos und Dateneingaben reagiert. Ein leistungsfähiger Steuerrechner erlaubt die gleichzeitige Bearbeitung mehrerer Aufgaben (Multi-Tasking). So kann der Anwender beispielsweise während einer laufenden Messung bereits die ersten Ergebnisse am Bildschirm beurteilen und bearbeiten. Das HochfrequenzSystem Dokumentation und Datensicherung 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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. 203 Die Auswertungssoftware bietet dem Benutzer die Möglichkeit, bereits während der Untersuchung die gewonnenen Bilder zu bearbeiten und auszuwerten. Abgespeicherte Bilder kann man zu jedem beliebigen Zeitpunkt wieder aufrufen und nachbearbeiten. Das Computersystem System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem 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 HochfrequenzSystem Dokumentation und Datensicherung 6 205 MR-Systeme und ihre Komponenten Integriertes Postprocessing (Inline) Spezialauswertungen 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 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 Das Computersystem System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das HochfrequenzSystem Dokumentation und Datensicherung 6 MR-Systeme und ihre Komponenten 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. 207 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. Dokumentation und Datensicherung System-Bauweisen Die SystemKomponenten Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das HochfrequenzSystem Das Computersystem DICOM 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. 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 (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. 7 209 Statische Magnetfelder Zeitlich veränderliche Magnetfelder (Gradienten) Hochfrequenzfelder Nach heutigen Wissen stellen MR-Untersuchungen bei bestimmungsgemäßer Anwendung keine Gefährdung des Patienten dar. Die Untersuchungen sind ohne Risiko wiederholbar. Dennoch sind einige Bedingungen zu berücksichtigen, um eine Beeinträchtigung von Menschen und Geräten zu vermeiden. Als Gefährdungsbereiche können wir unterscheiden: Das statische Magnetfeld, die zeitlich veränderlichen Magnetfelder Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen (Gradientenfelder) und das angewandte Hochfrequenzfeld. 7 Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen 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. 211 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 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. 213 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 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. 215 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 Lärm Herzschrittmacher sind auch hinsichtlich der Gradientenfelder als kritisch zu betrachten. Die schnell geschalteten Gradientenpulse können die Steuerung und Programmierung von Schrittmachern negativ beeinflussen. 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 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. 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. Die SPEZIFISCHE ABSORPTIONSRATE (SAR) ist die pro Zeiteinheit und Kilogramm Körpergewicht absorbierte HF-Leistung. 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. 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). 217 Gerätespezifische Hinweise soll man daher immer beachten. Hochfrequenzfelder Statische Magnetfelder Zeitlich veränderliche Magnetfelder (Gradienten) 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 Index A Abschirmung Aktiv Abtastrate Abwärts-Spin Addition Vektoren Aktive Abschirmung Aktiver Shim Analog-Digital-Wandler Anstiegsrate Array Arrayspulen Auflösung Aufwärts-Spin Auslesegradient siehe auch Frequenzkodiergradient Äußere Rohdaten Auswertungssoftware C 214 174 34 25 214 194 201 195 170 199 109, 174 34 124 119 203 B Bandbreite Bildmatrix Bildrechner 219 106 109 201 Chemische Verschiebung Computersystem 157 187, 201 D Datensicherung Dephasierung DICOM Diffusionssequenzen (EPI) Dokumentation Doppelecho-Sequenz 188, 207 78, 95 208 167 188, 207 139 E Echozeit TE Echozug Effektive Echozeit TEeff Einzelschuss-Verfahren Ensemble EPI (Echoplanar Imaging) Diffusionssequenzen FID-Sequenzen Spinecho-Sequenzen EPI-Faktor Ernst-Winkel Exponentieller Verlauf 89 161 161, 165 165 29 167 167 167 165 150 67 F Faraday’sche Käfige Feldgradient Feldlinien Feldstärke FID FISP FLASH Flipwinkel Fourier-Transformation FoV Freier Induktionsabfall Frequenz Bandbreite Frequenzbereich Frequenzkodiergradient GF Frequenzkodierung Füllfaktor 218 94 32 32 60 153 151 52 113, 118 174 60 40 106 155 111 111 198 Gradientenecho 95 Gradientenspulen 102 Gradientensystem 195 Gradientenverstärker 195 GRAPPA 178 Grundzustand Kernspin 43 GS (Schichtselektionsgradient) 105, 122 H Hertz Herzschrittmacher HF-Puls 180° 90° HF-System Homogenes Magnetfeld 40 216 48 52 52 197 32 I G Ganzkörper-Systeme Gewichtung GF (Frequenzkodiergradient) Gitter GP (Phasenkodiergradient) Gradient 183 131 111 34 115, 123 94, 101 Inhomogenes Magnetfeld Integrated Panoramic Array (IPA) Integrierte Parallele Akquistionstechniken Interaktiver Shim Inversion-Recovery-Sequenz 85 199 172 194 141 Index Inversionszeit TI 141 IPA (Integrated Panoramic Array) 199 iPAT 172 K Kernspin Kernteilchen Kippwinkel Komponenten Vektoren Kontrast Koordinatensystem xy-Ebene z-Achse Körperspule k-Raum Segmentiert 27 27 52 26 131 26 42 42 197 116 162 L Ladung Proton Längsmagnetisierung Mz Längsrelaxation Larmorfrequenz 221 24 59 71 39 M Magnetfeld Homogen Inhomogen Statisch Magnetische Feldlinien Magnetische Feldstärke Magnetischer Feldgradient Magnetisches Moment Magnetisierung Magnetröhre Magnetsystem Matrixgrösse Mehrschichtsequenz Messfeld Mittlere Rohdaten MR-Signal mSENSE Multiecho-Sequenz Mxy (Quermagnetisierung) Mz (Längsmagnetisierung) 32 32 85 32 32 32 94 24 33 183 187 110 125 174 119 60 175 90, 139 59 59 N Neutron 24 O Oblique Schichten Offresonanz Ortsfrequenz Oversampling 107 168 117 176 P Partitionen parts per million Passiver Shim PAT-Faktor Pauli-Ausschließungsprinzip Peak Permanentmagnet Pfeil Vektordarstellung Phase Phasenkodiergradient GP Phasenkodierschritte Phasenkodierung Physiologische Stimulation Pixel Polarisierung Präparationspuls Präzession 126 35 194 170 28 156 190 25 44 115, 123 116 115 215 109 199 141 37 Proton Ladung Protonendichte Protonendichte-Kontrast 21 24 35, 133 134 Q Quermagnetisierung Mxy Querrelaxation 59 78 R Rauschen Relaxation Repetitionszeit TR siehe auch Wiederholzeit Rephasierung Resonanz Rohdaten Äußere Mittlere Rohdatenmatrix 198 65, 69 132 95 50 109 119 119 116 S SAR (Spezifische Absorptionsrate) 217 Schicht 106 Index Schichtdicke Schichten Schräg Schichtposition Schichtselektionsgradient GS Schräge Schichten Segmentierter k-Raum SENSE Sensitivitätsprofil Shim Aktiv Interaktiv Passiv 3D Shim-Spulen Single-Shot Sinuskurve Slab Slew Rate SMASH Sonderspulen Spektrallinie Spektrum Spezifische Absorptionsrate (SAR) Spin Spinecho 223 105 107 105 105, 122 107 162 173 175 194 194 194 194 194 165 40 126 195 177 198 156 114, 155 217 21 89 Spinensemble Spin-Gitter-Relaxation Spinmagnet Spinpräzession Spins Dephasierung Rephasierung Spin-Spin-Kopplung Spin-Spin-Relaxation Spulen Polarisierung SR (Slew Rate) Statisches Magnetfeld Steady State Steuerrechner Steuersoftware Streufeld Supraleitender Magnet 29 73 23 38 78, 95 95 158 81 197 199 195 32 150 202 203 213 191 T TE (Echozeit) TEeff (effektive Echozeit) TI (Inversionszeit) TR (Wiederholzeit) True Inversion-Recovery Turbofaktor 89 161, 165 141 121 146 161 T1 (Längsrelaxation) T1-Bild T1-gewichtetes Bild T1-Kontrast T2 (Querrelaxation) T2-Bild T2-gewichtetes Bild T2-Kontrast 71 139 137 138 78 139 135 136 U Überfaltungen Überschuss-Spins Ultra-Hochfeld-Magnet 176 33 193 V Vektoren Addition Darstellung Komponenten Voxel 25 25 25 26 29, 109 W Wiederholzeit TR 121 X xy-Ebene Koordinatensystem 42 Z z-Achse Koordinatensystem Zeitbereich Zeitkonstante 42 155 69 Nummerisch 180°-Puls 2-dimensionale Fourier-Transformation 3D-Bildgebung 3D-Block 3D-Shim 90°-Puls 52 118 126 126 194 52 Text und Redaktion: Alexander Hendrix Visuelles Design: Jacqueline Krempe Siemens AG Medical Solutions Magnetresonanztomographie Henkestr. 127, D-91052 Erlangen Deutschland Telefon: ++49 9131 84-0 Internet: SiemensMedical.com Bestellnr.: A91100-M2200-M705-1 Printed in Germany CCA: XXX
