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

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

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3 Magnete, Fluss und Artefakte

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

21 Signale, Rauschen und Kontraste Messmatrix und Auflösung Schneller messen 13

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

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

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

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

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

27 Messmatrix und Auflösung Signale, Rauschen und Kontraste Schneller messen 19

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

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

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

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

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

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

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

35 Schneller messen Signale, Rauschen und Kontraste Messmatrix und Auflösung 27

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

51 Time-of-Flight Die Phasenkontrast- Technik 43

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

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

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

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

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

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

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

59 Die Phasenkontrast-Technik Time-of-Flight 51

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

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

63 Räumliche Sättigung Gewebe-selektive Sättigung 55

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

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

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

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

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

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

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

71 Gewebe-selektive Sättigung Räumliche Sättigung 63

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

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

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

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

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

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

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

79 Gewebe-selektive Sättigung Räumliche Sättigung 71

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

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