MRT in der Gastroenterologie

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1 MRT in der Gastroenterologie MRT und bildgebende Differenzialdiagnose Bearbeitet von Henning Ernst Adamek, Thomas Lauenstein, Jörg Albert, Regina Beets-Tan, Jürgen Bunke, Siegbert Faiss, Lucas Greiner, Renate Hammerstingl, Dirk Hartmann, Jan Janssen, Karl-Friedrich Kreitner, Günter Layer, Andreas Rink, Andreas G. Schreyer, Jörg Stattaus, Jaap Stoker, Deike Strobel, Hubert Vogler, Joachim-Ernst Wildberger, Manon L.W. Ziech 1. Auflage Buch. XVI, 225 S. Hardcover ISBN Format (B x L): 23 x 31 cm Gewicht: 1326 g Weitere Fachgebiete > Medizin > Klinische und Innere Medizin > Gastroenterologie, Proktologie Zu Inhaltsverzeichnis schnell und portofrei erhältlich bei Die Online-Fachbuchhandlung beck-shop.de ist spezialisiert auf Fachbücher, insbesondere Recht, Steuern und Wirtschaft. Im Sortiment finden Sie alle Medien (Bücher, schriften, CDs, ebooks, etc.) aller Verlage. Ergänzt wird das Programm durch Services wie Neuerscheinungsdienst oder Zusammenstellungen von Büchern zu Sonderpreisen. Der Shop führt mehr als 8 Millionen Produkte.

2 1 Technische Grundlagen Jürgen Bunke, Hubert Vogler, Siegbert Faiss, Jörg Stattaus 1.1 Physikalische Grundlagen B 0 Jürgen Bunke Magnetische Resonanz n Einleitung 1H 1H Die Arbeitsgruppen von Bloch und Purcell entdeckten 1946 unabhängig voneinander die magnetische Resonanz von Atomkernen (Nuclear Magnetic Resonance, NMR). Daraus entstand ein etabliertes Verfahren zur Untersuchung von Molekülstrukturen, das sich frühzeitig in Bereichen wie der physikalischen Chemie etablieren konnte. Erste Verbindungen zur Medizin ergaben sich 1971, als Damadian versuchte mithilfe von Relaxationszeiten Tumorgewebe von gesundem Gewebe zu differenzieren wurde von Lauterbur das Prinzip der MR Bildgebung vorgestellt. Es folgte eine schnelle Entwicklung von Methoden, Sequenzen und Geräten. Anfang der 80er-Jahre des letzten Jahrhunderts wurden die ersten rein medizinisch genutzten MRT Geräte installiert; heute gibt es weltweit etwa Systeme. n Präzession und Resonanz Die MR Bildgebung nutzt das der Wasserstoffkerne, die in Wasser und Fett in großer Häufigkeit im menschlichen Körper vorkommen. Der Kern des Wasserstoffs besteht aus einem Proton. Das Proton besitzt einen Spin; die damit verbundene schnelle Rotation des elektrisch positiv geladenen Teilchens erzeugt ein Magnetfeld, das dem eines kleinen Stabmagneten ähnelt. Der Wasserstoffkern verfügt daher über ein magnetisches Moment, das als Vektor beschrieben werden kann, der in Richtung der Achse der Eigenrotation orientiert ist. Im Gewebe ist die Orientierung der magnetischen Momente so verteilt, dass keine resultierende Magnetisierung entsteht. Dies ändert sich in einem äußeren statischen Magnetfeld B 0 ; es kommt zu einer Wechselwirkung, die magnetischen Momente richten sich in 2 Zuständen nahezu parallel bzw. antiparallel zu B 0 aus die beiden Ausrichtungen entsprechen 2 unterschiedlichen Energiezuständen und präzedieren um die durch B 0 vorgegebene Richtung (Abb. 1.1). Die Bewegung ähnelt der eines Kreisels, der im Schwerefeld der Erde mit gegen die Richtung der Schwerkraft geneigter Rotationsachse präzediert. Die Präzession der magnetischen Momente erfolgt mit einer für den Kern charakteristischen Kreisfrequenz, der sogenannten Larmorfrequenz. Die Frequenz steigt linear mit der Größe des äußeren Feldes an: Abb. 1.1 Proton im statischen Magnetfeld B 0 : Das magnetische Moment kann 2 Zustände einnehmen entweder nahezu parallel oder antiparallel zu B 0. Es erfolgt eine Präzession um die Richtung von B 0. ω 0 = γ B 0 Das gyromagnetische Verhältnis γ für den Wasserstoffkern beträgt 42,6 MHz/T. Bei 3T beträgt die Larmorfrequenz also 127,8 MHz. Die Ausrichtung parallel zu B 0 ist energetisch günstiger und daher häufiger besetzt; es resultiert eine Komponente der Kernmagnetisierung in Richtung des statischen äußeren Feldes, die Magnetisierungskomponenten senkrecht zu B 0 heben sich dagegen auf. Diese klassische Betrachtungsweise ist gestattet, da immer über viele Kerne gemittelt und die resultierende Magnetisierung vieler Kerne betrachtet wird, was zu anschaulichen Bildern und Modellen führt. Das Verhalten einzelner Kerne muss dagegen mithilfe der Quantenmechanik beschrieben werden, die aber keine anschaulichen Bilder bietet. Der Gleichgewichtszustand der Kernmagnetisierung kann durch die Einstrahlung eines hochfrequenten Magnetfeldes geändert werden, das senkrecht zu B 0 orientiert ist. Entspricht die Frequenz des Hochfrequenzfeldes der Larmorfrequenz der Atomkerne, so wird die Magnetisierung aus ihrer Orientierung parallel zu B 0 herausgedreht; es entsteht eine Querkomponente der Magnetisierung. Dieser Vorgang wird als Anregung bezeichnet (Abb. 1.2). Da nur bei Einstrahlung der richtigen Frequenz eine Änderung des Gleichgewichtszustands der Kernmagnetisierung erreicht wird, spricht man auch von Kernspinresonanz. Das Hochfrequenzfeld wird nur als kurzer Puls geschaltet; über die Amplitude und die Dauer des HF Pulses (HF: Hochfrequenz) kann der Flipwinkel gesteuert werden, um den die Magnetisierung gedreht wird. Ausgehend von der Gleichgewichtsorientierung parallel zu B 0 dreht z. B. ein 90 -Puls die Magnetisierung in die Ebene senkrecht zu B 0, die Längsmagnetisierung M z ist dann vollständig in Quermagnetisierung umgewandelt worden. präzediert mit der Lar- 1

3 1 Technische Grundlagen n Relaxation B 0 z M z Abb. 1.2 Durch einen Anregungspuls mit dem Flipwinkel α wird die Kernmagnetisierung aus ihrer Gleichgewichtslage parallel zum statischen Magnetfeld B 0 herausgedreht. Es entsteht eine Querkomponente der Magnetisierung. Die Präzession um die Richtung von B 0 erfolgt mit der Larmorfrequenz ω 0. ω 0 X B 0 Z Hochfrequenzspule Y morfrequenz um die Richtung von B 0, diese zeitlich veränderliche Magnetisierung induziert in einer Empfangsspule eine hochfrequente elektrische Spannung der Frequenz ω 0. Dies ist das MR- (Abb. 1.3). α M x y Abb. 1.3 Die mit der Larmorfrequenz ω 0 um die Richtung des statischen Magnetfeldes B 0 rotierende Quermagnetisierung induziert in einer Hochfrequenzspule eine Wechselspannung dieser Frequenz. Relaxationsprozesse sorgen dafür, dass das MR im Laufe der kleiner wird. Nach der Störung des Gleichgewichts durch die Anregung kehrt die Magnetisierung wieder in den Ausgangszustand zurück. Dies geschieht durch zwei unabhängig voneinander ablaufende Prozesse, die unter dem Begriff Relaxation zusammengefasst werden: " Der schnellere Prozess ist die Querrelaxation, bei der die Abnahme der Quermagnetisierung stattfindet. Die nach der Anregung vorhandene einheitliche Ausrichtung der Quermagnetisierung geht im Laufe der durch Spin-Spin-Wechselwirkungen verloren; dabei sorgen mikroskopische fluktuierende Magnetfelder für kleine Unterschiede in den Larmorfrequenzen. Als Folge geht die einheitliche Ausrichtung der Quermagnetisierung verloren, die einzelnen Komponenten der Quermagnetisierung dephasieren, sodass die Summenmagnetisierung im Laufe der immer kleiner wird. Dieser Prozess läuft exponentiell mit der ab. Die, die verstreicht bis 63% der ursprünglichen Quermagnetisierung verschwunden sind, wird T2- genannt. Nach einer von 3 T2 sind nur noch 5% des Ausgangswertes von vorhanden. In Abb. 1.4 sind die Querrelaxation und das zeitliche Verhalten der Quermagnetisierung skizziert. " Der langsamer ablaufende Prozess ist die Längsrelaxation; die Längskomponente M z kehrt wieder in ihren Gleichgewichtszustand zurück. Die bei der Anregung aufgenommene Energie wird an die Umgebung abgegeben man spricht deshalb auch von Spin-Gitter-Relaxation. In Abb. 1.5 ist die Situation nach der Anregung mit einem 90 -Puls skizziert. M z nimmt im Laufe der zu; die, in der wieder 63% des ursprünglichen Wertes erreicht sind, wird T1- genannt. Nach Ablauf von 3 T1 sind bereits 95% des Ausgangswertes erreicht. Die Relaxationszeiten unterschiedlicher Gewebe unterscheiden sich im Allgemeinen; hierauf beruht der hohe Weichteilkontrast der MRT Bildgebung. Eine eindeutige Zuordnung zwischen Gewebeart und Relaxationszeiten ist aber zumeist nicht möglich. Die Relaxationszeiten ändern sich mit der Feldstärke. lich konstante Inhomogenitäten des Magnetfeldes verursachen ein noch schnelleres Abklingen des s, als gemäß T2 zu erwarten wäre. Diese Inhomogenitäten sind zumeist auf unterschiedliche Magnetisierbarkeit (Suszeptibilität) der Gewebe des Patienten zurückzuführen und treten insbesondere an Grenzflächen verschiedener Gewebe auf. Die Querrelaxationszeit, die diese Einflüsse der zeitlich konstanten Inhomogenitäten mit berücksichtigt, wird mit T2* bezeichnet. Mit dem sogenannten Spin- Echo lässt sich ein beobachten, in dem die verluste durch die zeitlich konstanten Inhomogenitäten nicht zum Tragen kommen: Nach einem 90 -Anregungspuls klingt die Quermagnetisierung als freier Induktionsabfall (Free Induction Decay, FID) mit T2* ab. In Abb. 1.6 ist dieser Prozess der Dephasierung der Quermagnetisierung dargestellt. Ein 180 -Puls dreht den Fächer der auseinander laufenden Magnetisierungsvektoren um 180. Da der Einfluss der zeitlich konstanten Inhomogenitäten gleich bleibt, kommt es wegen der unveränderten Unterschiede in den Präzessionsfrequenzen zu einer Rephasierung der Quermagnetisierung; die Vektoren laufen wieder aufeinander zu, es tritt ein maximum auf, das Spin-Echo genannt wird. Die zwi- 2

4 Physikalische Grundlagen 0 T2 T2 37% 3 T2 5% Abb. 1.4 Abnahme der Quermagnetisierung durch T2-Relaxation. Die, in der auf 37% des Ausgangswertes abgefallen ist, wird Relaxationszeit T2 genannt. Im unteren Teil der Abbildung ist die Dephasierung der einzelnen Komponenten der Quermagnetisierung zu verschiedenen punkten skizziert, die in rot gezeichnete resultierende Summenmagnetisierung wird im Laufe der immer kleiner. z x y Mz T1 Abb. 1.5 Zunahme der Längsmagnetisierung M z nach einem 90 -Puls durch T1- Relaxation. Die, in der wieder 63% des ursprünglichen Wertes erreicht sind, wird Relaxationszeit T1 genannt. 63% 95% 0 T1 3 T1 90 -Puls Dephasierung T2*-Zerfall 180 -Puls T2-Zerfall Rephasierung Spin-Echo Abb. 1.6 Entstehung des Spin-Echos: Nach dem 90 -Anregungspuls dephasiert die Quermagnetisierung aufgrund lokaler, zeitlich konstanter Inhomogenitäten. Der 180 -Echopuls dreht den Fächer der auseinander laufenden Komponenten der Quermagnetisierung; diese laufen nun aufeinander zu, es entsteht das Spin-Echo. Im unteren Teil der Abbildung ist der zeitliche Verlauf des s skizziert: Nach dem 90 -Puls fällt der freie Induktionsabfall (FID) mit T2* ab, der 180 -Puls sorgt für die Rephasierung der Quermagnetisierung, es entsteht das Spin-Echo. Die Amplitude des Spin-Echos klingt mit T2 ab Spin-Echo FID 3

5 1 Technische Grundlagen schen 90 -Puls und Spin-Echo heißt Echozeit TE. Der 180 -Puls wird bei TE/2 gesendet. Der Einfluss der zeitlich fluktuierenden Inhomogenitäten der Spin-Spin-Wechselwirkungen kann durch den 180 -Puls nicht beseitigt werden, die Amplitude des Spin- Echos und eventuell noch nachfolgender, durch weitere 180 -Pulse erzeugter Spin-Echos klingt mit T2 ab. Bildgebung Bei einem Schnittbildverfahren (MR Tomografie, MRT) müssen die e Schichten im Patienten und Orten innerhalb der Schichten definiert zugeordnet werden. Diese Ortszuordnung des s erfolgt in der MRT mithilfe von magnetischen Gradientenfeldern. Dabei handelt es sich um Magnetfelder, die dieselbe Richtung wie das statische Feld B 0 aufweisen und diesem kurzzeitig überlagert werden. Namengebendes Charakteristikum eines Gradientenfeldes ist die Tatsache, dass die Amplitude dieses Feldes sich entlang einer Raumrichtung linear als Funktion des Ortes ändert. Die Gradientenfelder werden durch 3 Gradientenspulen erzeugt, die im Tunnel des Magnetgehäuses fest eingebaut sind. Die Magnetfelder können mit den Amplituden G x,g y und G z bezüglich der 3 orthogonalen Richtungen x, y und z geschaltet werden. Wird also beispielsweise das Gradientenfeld G x kurzzeitig geschaltet, so ist für dieses intervall das von den Wasserstoffkernen gesehene externe Feld die Summe aus B 0 und G x, wobei sich G x entlang der x- Richtung linear als Funktion des Ortes auf der x-achse ändert. Für B 0 sind Feldstärken von 1T, 1,5T und 3T üblich, die Amplitude der Gradientenfelder liegt im Bereich von einigen 10 mt/m. Durch die simultane Überlagerung von 2 oder 3 dieser Gradientenfelder kann ein Feldgradient in jeder beliebigen Raumrichtung erzeugt werden. Für die Schichtselektion wird während des Hochfrequenz-Anregungspulses der Schichtselektionsgradient geschaltet. Das Gradientenfeld ist senkrecht zur gewünschten Schichtebene orientiert, für eine transversale Schicht verläuft der Feldgradient also parallel zur Körperachse. Diese Richtung wird üblicherweise als z-achse eines kartesischen Koordinatensystems gewählt. Der Gradient sorgt dafür, dass sich die Larmorfrequenz entlang der Körperachse linear als Funktion des Ortes ändert. Da der Anregungspuls nicht nur eine singuläre Frequenz, sondern ein ganzes Frequenzband enthält, wird an einer bestimmten Position auf der z-achse in einer ganzen Schicht die Resonanzbedingung erfüllt, d. h. die eingestrahlten Frequenzen stimmen mit den Larmor-Frequenzen in dieser Region überein. Dies wird als Resonanz bezeichnet, da die Wasserstoffkerne den Anregungspuls nur in diesem Bereich sehen und daher nur in dieser Schicht durch die schichtselektive Anregung Quermagnetisierung erzeugt wird. Das MR- kommt nur von in dieser Schicht gelegenen Kernen. Die Position der Schicht und ihre Dicke lassen sich mit der Frequenz und der Bandbreite des HF Pulses sowie der Amplitude des Schichtselektionsgradienten definiert steuern. In 2 weiteren Schritten der Ortszuordnung des s müssen noch die Koordinaten der innerhalb der angeregten Schicht gelegenen e gebenden Volumenelemente festgelegt werden. Hierfür werden mit Frequenz und Phase 2 Parameter des MR s der Schicht mit Gradientenfeldern beeinflusst. Nach der schichtselektiven Anregung sind alle Vektoren der Magnetisierung in der Schicht in die gleiche Richtung orientiert; die Querkomponente der Magnetisierung hat überall die gleiche Phase. Es wird nun kurzzeitig ein in der Ebene der Schicht gelegener, in Richtung der y-achse orientierter Gradient G y geschaltet. Solange der Gradient eingeschaltet ist, präzedieren die Magnetisierungsvektoren mit längs der y-achse unterschiedlichen Larmorfrequenzen. Nach dem Ausschalten des Gradienten machen sich die nur kurzzeitig vorhanden gewesenen unterschiedlichen Larmorfrequenzen als längs der y-achse variierende Richtung der Quermagnetisierung bemerkbar. Diese räumliche Modulation von wird als Phasenverschiebung des MR s bei der Messung registriert. Der Gradient, der diese Phasenverschiebung verursacht, wird deshalb Phasenkodiergradient G p genannt. Um N y unterschiedliche Punkte in Richtung des Phasenkodiergradienten auflösen zu können, müssen N y Messungen mit jeweils anderer Amplitude des Phasenkodiergradienten ausgeführt werden; diese Prozedur wird als Phasenkodierung bezeichnet. Bei den Standardsequenzen werden die N y Einzelmessungen im zeitlichen Abstand der Repetitionszeit TR nach einer neuen Anregung wiederholt; diese Notwendigkeit macht die MRT zu einem relativ langsamen Verfahren. Zur Ortszuordnung des s bezüglich der dritten Raumrichtung wird im Anschluss an die Phasenkodierung ein Gradient in Richtung der x-achse geschaltet. Dieser sogenannte Frequenzkodiergradient ist also in der Ebene der selektierten Schicht senkrecht zur Richtung des Phasenkodiergradienten orientiert. Da dieser Gradient während der Messung des s geschaltet wird, ist für ihn auch die Bezeichnung Messgradient üblich. Entlang seiner Achse sorgt er für unterschiedliche Larmorfrequenzen während der Messung. Dieser Vorgang wird Frequenzkodierung genannt. Das wird in einem kurzen intervall von wenigen Millisekunden zu N x verschiedenen punkten gemessen und digitalisiert. Durch Fourier-Transformation dieser Daten werden die im enthaltenen Frequenzen bestimmt. Anhand der unterschiedlichen Frequenzen können die e dann N x verschiedenen Orten längs der Achse des Messgradienten zugeordnet werden. In der zeitlichen Abfolge von schichtselektiver Anregung, Phasenkodierung und Frequenzkodierung ist die Ortszuordnung des s vollzogen. Sagittale und koronare Schichtorientierungen lassen sich durch Vertauschung von Funktion und Richtung der 3 kodierenden Gradienten realisieren. Beliebig im Raum orientierte Schichtebenen entstehen, indem für die 3 Gradienten jeweils Überlagerungen mehrerer Gradientenfelder eingesetzt werden. k-raum Wie im vorhergehenden Abschnitt beschrieben, ist das u. a. eine Funktion der und der Gradientenfelder, die immer nur für kurze intervalle geschaltet werden. Vereinfachend kann man für die Beschreibung des s eine Größe einführen, die den zeitlichen Verlauf der Gradienten in einem Parameter k zusammenfasst. k steht für das Integral über die Gradienten-- Kurve: k=γ G dt 4

6 Physikalische Grundlagen HF G p a b c d k-ebene k y a N y Zeilen k x Abb. 1.7 Weg durch den k-raum bei der Gradientenecho-Sequenz: Links ist das Schema der Gradientenecho-Sequenz skizziert, der Schichtselektionsgradient wurde zur Vereinfachung weggelassen. Rechts ist die von k x und k y aufgespannte k-ebene dargestellt. Die Buchstaben a d bezeichnen unterschiedliche punkte im Ablauf der Sequenz. Phasen- und Frequenzkodiergradient sorgen dafür, dass in diesem Beispiel die unterste Zeile der k-ebene durchlaufen wird. Die roten Punkte markieren Positionen, an denen das gemessen und digitalisiert wird. TE b c N x Punkte d Dies gilt für alle 3 Richtungen x, y und z, dabei ist γ das gyromagnetische Verhältnis. Mit k x und k y wird der zeitliche Verlauf des Mess- und des Phasenkodiergradienten charakterisiert. Diese beiden Größen spannen zusammen mit k z, das den Schichtselektionsgradienten beschreibt, den Raum der Ortsfrequenzen auf, der k-raum genannt wird. Die Maßeinheit von k ist 1/m. Messung und Ortszuordnung des s lassen sich im k- Raum beschreiben; dies soll am Beispiel der Gradientenecho-Sequenz (siehe S. 9) erläutert werden: Nach der schichtselektiven Anregung liegt die Quermagnetisierung in der Schicht vor, es werden die Phasen- und Frequenzkodiergradienten für die Ortszuordnung in der Schicht geschaltet. Der zeitliche Verlauf dieser beiden Gradienten wird durch k y und k x charakterisiert, die im rechten Teil der Abb. 1.7 die Koordinatenachsen bilden; der Koordinatenursprung befindet sich markiert durch den grünen Punkt im Zentrum der Ebene. Die unterschiedlichen Amplituden des Phasenkodiergradienten übersetzen sich in unterschiedliche k y -Werte, die Zeilen im rechten Teil der Abb Der während der Messung geschaltete Frequenzkodiergradient liefert die unterschiedlichen k x - Werte, die auf der horizontalen Achse aufgetragen sind. Im linken Teil der Abb. 1.7 ist das Schema der Gradientenecho-Sequenz dargestellt; aus Gründen der Vereinfachung wurde der Schichtselektionsgradient weggelassen. Die in beiden Teilen der Abbildung platzierten Buchstaben a d charakterisieren verschiedene punkte im zeitlichen Ablauf der Sequenz. Nach der Anregung (punkt a) wird die größte negative Amplitude des Phasenkodiergradienten kurzzeitig geschaltet; in der k-ebene entspricht dies einem Sprung in die unterste Zeile, dies wird durch den senkrechten gelben Pfeil symbolisiert. Der gleichzeitig geschaltete negative Teil des Frequenzkodiergradienten sorgt für einen Sprung zum größten negativen k x -Wert; dies wird durch den waagerechten gelben Pfeil dargestellt. Zum punkt b ist also durch die kombinierte Wirkung dieser beiden Gradientenfelder der Beginn der untersten Zeile erreicht. Der positive Teil des Frequenzkodiergradienten führt in der Zeile bleibend über c zum punkt d am Ende der Zeile. Der Weg bleibt innerhalb der Zeile, da in diesem intervall der Phasenkodiergradient nicht geschaltet wird, k y also konstant bleibt. In dem intervall von b nach d, das nur wenige Millisekunden beträgt, wird das wie durch die roten Punkte angedeutet an N x Punkten gemessen und digitalisiert. Dieses Schema der zeilenweisen Abtastung wird für insgesamt N y Zeilen durchgeführt, d. h. N y verschiedene k y -Werte werden sukzessive durch die Schaltung von N y unterschiedlichen Amplituden des Phasenkodiergradienten realisiert. Bei den Standardsequenzen wird eine Zeile pro Repetitionszeit TR nach jeweils neuer Anregung gemessen, schnelle Sequenzen wie TSE (Turbo Spin Echo) und EPI (Echo planar Imaging) schaffen mehrere Zeilen bzw. im Single-Shot-Modus sogar alle Zeilen der Matrix nach einer Anregung. Nach Ablauf der Sequenz liegen die Rohdaten in einer N x N y -Matrix in der k-ebene vor. Die Rohdaten sind Summensignale, die aus allen angeregten Volumenelementen stammen und sich in Bezug auf die unterschiedlichen Orte ihrer Entstehung in Frequenz und Phase unterscheiden. Die Rekonstruktion des zugehörigen Bildes mit entsprechender Größe der Bildmatrix erfolgt durch 2D Fourier-Transformation dieser Daten. Jedes Datum im k-raum repräsentiert eine Ortsfrequenzkomponente und trägt daher zu allen Bildpunkten bei. Bei 3D- Sequenzen wird das gesamte interessierende Volumen angeregt, seine Unterteilung in einzelne Schichten erfolgt durch einen zweiten Phasenkodiergradienten, Phasen- und Frequenzkodierung innerhalb einer Schicht werden wie beschrieben vorgenommen, die Rekonstruktion des Bildes geschieht mit einer 3D Fourier-Transformation. Je größer die maximalen Werte für k x und k y sind, d. h. je mehr Zeilen N y und Punkte N x innerhalb einer Zeile gemessen werden, umso größer ist die Ortsauflösung des zugehörigen Bildes. Die Erhöhung von N x ist unerheblich für die Messzeit der Sequenz, diese steigt aber bei den Standardsequenzen, die eine Zeile pro TR messen, proportional zu der Zahl N y der gemessenen Zeilen an. Die Erhöhung der Auflösung in Richtung des Phasenkodiergradienten muss also mit einer Verlängerung der Messzeit bezahlt werden. Unabhängig von der Messzeit sind der Erhöhung der Ortsauflösung deshalb Grenzen gesetzt, weil das -zu-rauschen-verhältnis proportional zur Größe der tatsächlich gemessenen Volumenelemente der Sequenz ist. Die Verringerung der Schichtdicke und die Erhöhung der Auflösung innerhalb der Schichtebene 5

7 1 Technische Grundlagen k y max 1/FOV y k y 1/FOV x Abb. 1.8 Zusammenhang zwischen Ortsfrequenzen im k-raum und Kontrast und Schärfe im Bild: Die niedrigen Ortsfrequenzen im Zentrum des k-raumes enthalten die Information über den Bildkontrast. Die hohen Ortsfrequenzen am Rande des k-raumes enthalten die Information über die Bildschärfe. kleine Werte k x, k y (Grobstruktur, Kontrast) k x große Werte k x, k y (Feinstruktur, Schärfe) k y min k x min k x max diese ergibt sich aus der Größe des Messfeldes und der Matrixgröße kosten. Der Kehrwert des vom Anwender gewählten Messfeldes der Sequenz (Field of View, FOV) ist im k-raum als Abstand zweier benachbarter Zeilen bzw. als Abstand zweier benachbarter Messpunkte innerhalb einer Zeile wieder zu finden. Im Zentrum des k-raumes befinden sich die niedrigen Ortsfrequenzen; sie enthalten im Wesentlichen die Information über den Bildkontrast, die am Rand des k-raums gelegenen Daten mit den hohen Ortsfrequenzen beinhalten die Information über die Schärfe des Bildes. In Abb. 1.8 sind diese Zusammenhänge skizziert. Da ohne Verlängerung der Messzeit auch große k x -Werte gemessen werden können, wird in Bezug auf Kontrast und Schärfe häufig nur zwischen großen und kleinen k y -Werten unterschieden. Es gibt unterschiedliche Profilfolgen, die unter Bezeichnungen wie linear, low-high, elliptisch, CENTRA usw. bekannt sind. Sie legen fest, nach welchem Schema der k-raum bei der Messung durchlaufen wird. Der Weg durch den k-raum ist im Zusammenhang mit dem Wissen über die Lage der niedrigen und hohen Ortsfrequenzen im zeitlichen Ablauf der verwendeten Sequenz von großer Bedeutung für Kontrast und Schärfe des Bildes. Bei der KM gestützten MR Angiografie ist dies beispielsweise für die Festlegung des zeitlichen Abstandes zwischen Kontrastmittelinjektion und Beginn der Messung zu berücksichtigen. Parallele Bildgebung Die Bemühungen um eine Verkürzung der Messzeiten bei der MRT Bildgebung haben im Laufe der im Bereich der Software zu schnelleren Sequenzen und im Bereich der Hardware zu immer leistungsfähigeren Gradientensystemen geführt. Letztere sind mittlerweile bis an die Grenzen des physiologisch Möglichen vorgestoßen; durch zu hohe Amplituden und zu schnelle Schaltraten der Gradienten verursachte Stimulationen peripherer Nerven setzen das vom Patienten vorgegebene Limit, das einzuhalten ist. Mit der Einführung der Phased-Array-Spulen und der Mehrkanaltechnik stehen Empfangsspulen zur Verfügung, deren ursprünglicher Anwendungszweck darin bestand, in einem großen Messfeld mit mehreren kleinen Oberflächenspulen die Daten simultan zu messen. Jedem Spulenelement ist dabei ein eigener Empfangskanal zugeordnet. Auf diese Art und Weise wird das gute -zu- Rausch-Verhältnis einer kleinen Oberflächenspule auch auf ein großes Messfeld anwendbar, das mit vielen kleinen simultan messenden Spulenelementen abgedeckt wird. Diese neue Hardwarekomponente wurde dann später mit den neuen Messverfahren der parallelen Bildgebung kombiniert. So entstand eine vollkommen neue Methode zur Verkürzung der Messzeit. Es gibt viele unterschiedliche Varianten, die alle letztlich auf den unter den Namen SMASH (Simultaneous Acquisition of spatial Harmonics) und SENSE (Sensitivity encoding) bekannt gewordenen Verfahren beruhen. Beiden Verfahren ist gemeinsam, dass die Empfindlichkeitsprofile der Spulenelemente der Phased-Array-Spule für die Ortskodierung des s genutzt werden. Dadurch werden zeitaufwendige, durch ein Gradientenfeld vorgenommene Phasenkodierschritte eingespart und somit die Messzeit verkürzt. Die parallele Bildgebung lässt sich mit allen Pulssequenzen anwenden, verändert die Ortsauflösung nicht und wird bei nahezu unverändertem Kontrastverhalten routinemäßig in allen Anwendungsbereichen der MR Bildgebung eingesetzt. Zudem haben die kurzen Messzeiten der parallelen Bildgebung einige Anwendungen für die MR Bildgebung erst neu erschlossen. Die durch die schnellere Messung gewonnene kann natürlich in Form einer verbesserten Ortsauflösung oder einer größeren Volumenabdeckung reinvestiert werden. SENSE Verfahren. Stark vereinfacht kann das Grundprinzip von SENSE folgendermaßen beschrieben werden: Wenn z. B. jede zweite Zeile im k-raum weggelassen wird, so halbiert sich die Messzeit. Gleichzeitig wird wegen des nun doppelt so großen Abstands der Zeilen im k-raum auch das Messfeld in Richtung des Phasenkodiergradienten halbiert, was zu Rückfaltungsartefakten führt: Die außerhalb des jetzt verkleinerten Messfeldes liegenden Bildpunkte werden in das Messfeld gefaltet und überlagern sich den dortigen Bildpunkten. Mit dem SENSE Algorithmus werden diese Artefakte im Bildraum wieder beseitigt, und zwar mithilfe der in einem schnellen Präparationsscan gemessenen Information über die räumliche Verteilung der Empfindlichkeit der einzelnen Spulenelemente. Generell wird das von nah an der Spule 6

8 Pulssequenzen gelegenen Volumenelementen mit höherer Empfindlichkeit gesehen als das von spulenfern gelegenen Voxeln. Nach diesem Schema ermöglichen die am jeweiligen Patienten ermittelten Empfindlichkeitsprofile der einzelnen Spulenelemente die Entfaltung der überlagerung. Als Ergebnis liegt ein in verkürzter Messzeit gewonnenes, rückfaltungsfreies Bild vor. SMASH Verfahren. Hierbei wird die Verkürzung der Messzeit ebenfalls durch die Einsparung von per Gradientenfeld realisierten Phasenkodierschritten erzielt. Der SMASH Algorithmus arbeitet im k-raum: Vor der Fourier-Transformation der Rohdaten zur Berechnung des Bildes werden die eingesparten Zeilen des k- Raums berechnet. Dies ist möglich, da jede per Gradientenschaltung gemessene Zeile des k-raumes durch die Verwendung der Information über die räumliche Empfindlichkeit der Elemente der Phased-Array-Spule de facto mehrere Zeilen liefert. Diese nach der Messung noch fehlenden Zeilen entstehen aus der gewichteten Kombination der Empfindlichkeitsprofile der Spulenelemente als räumliche Harmonische der Modulation der Quermagnetisierung, die ohne parallele Bildgebung nur mithilfe des Phasenkodiergradienten erreicht wird. Die so vervollständigten Daten des k-raumes zeigen nach der Fourier-Transformation ein rückfaltungsfreies Bild. Sowohl beim SENSE- als auch beim SMASH Verfahren wird nur ein Teil der Ortszuordnung per Phasenkodierung mit einem Gradienten erledigt. Hieraus resultiert die Verkürzung der Messzeit. Diese wird auf Kosten einer Reduzierung des -zu-rausch- Verhältnisses im Vergleich zum konventionellen Verfahren erreicht. Bezeichnet man mit R den Reduktionsfaktor der parallelen Bildgebung (R = 2 entspricht also einer Halbierung der Messzeit), so ist das -zu-rausch-verhältnis der beschleunigten Messung mindestens um den Faktor 1/ R kleiner. Dieser Umstand macht die parallele Bildgebung für alle Anwendungen interessant, die nicht am Rande des vertretbaren -zu-rausch-verhältnisses liegen. Da der Übergang zu höheren Feldstärken eine Verbesserung des -zu-rausch-verhältnisses mit sich bringt, kommt bei 3T die parallele Bildgebung verstärkt ins Spiel. Für Pulssequenzen, die nach einer Anregung viele Zeilen messen, hat die parallele Bildgebung auch im Hinblick auf die Bildqualität große Bedeutung, da die Echozüge wegen der verkleinerten Zahl der Phasenkodierschritte kürzer ausfallen als ohne parallele Bildgebung. Dies macht sich in einem verbesserten Artefaktverhalten bemerkbar; als Beispiel seien Bildverzerrungen bei EPI genannt. 1.2 Pulssequenzen Einleitung Jürgen Bunke Mit dem Begriff Pulssequenz charakterisiert man eine Abfolge von Hochfrequenz- und Gradientenpulsen, die als Programmschema die Messung der Daten eines MRT Bildes bewirkt. Man unterscheidet verschiedene Sequenztypen, die jeweils Gemeinsamkeiten z. B. hinsichtlich art und Abtastschema besitzen. Bei vorgegebener Hardware des MRT Gerätes lassen sich viele Varianten von Pulssequenzen softwaregesteuert realisieren, wodurch eine sehr große Vielseitigkeit und eine hohe Flexibilität bei der Anwendung der MRT Bildgebung erzielt worden ist. Ausgehend von der Spinechosequenz haben die stetigen Bemühungen um eine Verkürzung der Messzeit im Laufe der MRT Geschichte zu Sequenzen der schnellen und sehr schnellen Bildgebung geführt. Durch die Wahl einer geeigneten Pulssequenz und die Optimierung ihrer Parameter für eine bestimmte Fragestellung ist dabei häufig eine Erweiterung des Anwendungsspektrums der MRT Bildgebung erreicht worden. Im Folgenden werden die wesentlichen Merkmale der grundlegenden Pulssequenzen beschrieben. Spin-Echo-Sequenz Bei der Spin-Echo-Pulssequenz wird die Kernmagnetisierung zunächst durch einen schichtselektiven 90 -Puls in die Ebene senkrecht zur Richtung des statischen Magnetfeldes gedreht (Abb. 1.9). Die aus dieser Anregung resultierende Quermagnetisierung klingt im Laufe der ab, da die ursprünglich mit fester Phasenbeziehung präzedierenden Komponenten der Quermagnetisierung dephasieren. Diese Querrelaxation wird im Wesentlichen von zeitlich konstanten Inhomogenitäten des statischen Magnetfeldes hervorgerufen und mithilfe der konstanten T2* beschrieben. T2* ist deutlich kürzer als die konstante T2, die die durch f1uk- HF Anregung/Echo Literatur (1) Vlardingerbroek MT, den Boer JA. Magnetresonanzbildgebung: Theorie und Praxis. Berlin: Springer; 2008 (2) Reiser M, Semmler W, Hricak H. Magnetic Resonance Tomography. Berlin, Heidelberg: Springer; 2008 (3) Pruessmann KP, Weiger M, Scheidegger MB et al. SENSE: Sensitivity encoding for fast MRI. Magn Reson Med 1999; 42: (4) Sodickson DK, Manning WJ. Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): Fast imaging with radiofrequency coil arrays. Magn Reson Med 1997; 38: G s G p T E N Werte von G p Spin-Echo Abb. 1.9 Schematische Darstellung der Spin-Echo-Sequenz. HF Pulse, Schichtselektionsgradient G s, Phasenkodiergradient G p, Frequenzkodiergradient und das sind als Funktion der aufgetragen. 7

9 1 Technische Grundlagen Abb Quermagnetisierung als Funktion der für 3 Gewebe mit unterschiedlichen T2-en. Bei langen TE (rechte gestrichelte Linie) ergeben sich große unterschiede zwischen den Geweben, bei kurzen TE (linke gestrichelte Linie) sind die unterschiede klein. turierende Magnetfeldänderungen verursachte Spin-Spin-Relaxation charakterisiert. Im zeitlichen Abstand TE/2 vom 90 -Puls wird ein ebenfalls schichtselektiver 180 -Puls gesendet. In dem kurzen intervall zwischen den beiden HF Pulsen können Effekte der Spin-Gitter-Relaxation vernachlässigt werden. Folglich ändert der 180 -Puls nur die Orientierung der Quermagnetisierung. Der 180 -Puls beeinflusst die Richtung und die Winkelgeschwindigkeit der Präzession nicht; daher führen die weiterhin wirksamen zeitlich konstanten Feldinhomogenitäten nun zu einer Umkehr der bisher abgelaufenen Dephasierung. Es resultiert ein mit der wachsendes MR, das Spin-Echo. Im zeitlichen Abstand TE vom 90 -Puls diese wird Echozeit genannt erreicht es seine maximale Amplitude und fällt dann mit der konstanten T2* wieder ab. Das Spin-Echo- wird bei eingeschaltetem Frequenzkodiergradienten gemessen. Der Maximalwert der Echoamplitude ist kleiner als der des freien Induktionsabfalls (Free Induction Decay, FID), da die zeitlich regellosen Effekte der Spin-Spin-Wechselwirkung durch den 180 -Puls nicht umgekehrt werden. Bei der Multiechosequenz führen weitere 180 -Pulse zu weiteren Spin-Echos. Die Kurve, die die Echomaxima verbindet, kann durch eine Exponentialfunktion mit der konstanten T2 beschrieben werden. Der Anzahl der Echos bzw. der maximalen Echozeit bei einem einzelnen Echo sind im Hinblick auf das -zu-rausch-verhältnis insofern Grenzen gesetzt, als bei zu großen Echozeiten der verlust aufgrund der Spin- Spin-Relaxation die Detektion eines auswertbaren s unmöglich macht. Da bei den Standardsequenzen jede Anregung nur eine Zeile der Datenmatrix liefert, wird die Sequenz mit der Repetitionszeit TR wiederholt, bis alle Zeilen der Matrix gefüllt sind. Dabei nimmt die Amplitude des zwischen den HF Pulsen geschalteten Phasenkodiergradienten jeweils einen anderen Wert an. TR liegt im Allgemeinen im Bereich von einigen Hundert bis zu einigen Tausend Millisekunden, weshalb im Hinblick auf den Bildkontrast der Sequenz auch die unabhängig von der Querrelaxation ablaufende Spin-Gitter-Relaxation zu berücksichtigen ist. Durch geeignete Wahl der Sequenzparameter TR und TE lässt sich der Bildkontrast hinsichtlich der Gewebeparameter Protonendichte ρ, T1 und T2 gewichten. Dabei ist zu beachten, dass eine reine Gewichtung eines Parameters im Allgemeinen nicht erreicht wird. Bei der üblichen Vorgehensweise, den Einfluss eines Parameters auf den Kontrast zu betonen und gleichzeitig den der anderen möglichst klein zu halten, entstehen dennoch aussagekräftige Kontraste. Zur Betonung des auf Unterschieden in der Protonendichte beruhenden Kontrastes werden lange Repetitionszeiten von einigen Tausend Millisekunden gewählt. Zwischen den aufeinander folgenden 90 -Pulsen der Einzelmessungen erfolgt dann die Spin- Gitter-Relaxation nahezu vollständig; für die nächste Anregung steht wieder nahezu die vollständige Längsmagnetisierung zur Verfügung, sodass Tl-Unterschiede der beteiligten Gewebe gar nicht oder nur wenig zum Bildkontrast beitragen. Bei gleichzeitig kurz gehaltener Echozeit werden auch die Einflüsse von T2-Unterschieden gering gehalten. Im Bildkontrast dominieren folglich die Einflüsse der Protonendichte. In Abb und Abb ist skizziert, wie die Wahl von TR und TE die Größe der unterschiede von Geweben mit unterschiedlichen Relaxationszeiten beeinflusst. Hält man TR zur Reduzierung der Tl-Einflüsse lang und setzt lange Echozeiten ein, so wird der Bildkontrast wesentlich von den Unterschieden der T2-Relaxationszeiten bestimmt. Da viele pathologische Veränderungen mit einer Verlängerung von Mz Fett Meningiom CSF Abb Längsmagnetisierung M z als Funktion der für 3 Gewebe mit unterschiedlichen T1-en. Bei langen TR (rechte gestrichelte Linie) erfolgt nahezu vollständige T1-Relaxation für alle Gewebe, unterschiedliche T1-en haben keinen großen Einfluss auf die Größe der Längsmagnetisierung, die für die nächste Anregung zur Verfügung steht. Bei kurzen TR (linke gestrichelte Linie) stehen für die nächste Anregung wegen unvollständiger T1-Relaxation unterschiedlich große M z zur Verfügung, unterschiedliche T1-en werden betont. 8

10 Pulssequenzen T2 verbunden sind, ist diese Parameterkombination äußerst sensitiv für die Detektion einer Läsion. Kurze Repetitionszeiten von einigen Hundert Millisekunden lassen zwischen den Einzelmessungen der Sequenz für Gewebe mit langen T1 nur eine unvollständige Spingitterrelaxation zu. Die resultierende kleine Längsmagnetisierung liefert bei der nächsten Anregung nur ein kleines, Gewebe mit langen T1 kommen also signalarm zur Darstellung. Für Gewebe mit kurzen T1 läuft die T1-Relaxation auch bei kurzen TR vollständig oder nahezu vollständig ab. Für nachfolgende Anregungen steht also eine große Längsmagnetisierung zur Verfügung, was sich in einer signalreichen Darstellung dieser Gewebe ausdrückt. Gewebe mit stark unterschiedlichen T1-en besitzen bei kurzen TR also einen hohen Bildkontrast. Der Einsatz kurzer Echozeiten reduziert die Einflüsse unterschiedlicher T2- en auf den Bildkontrast. Die Kombination aus kurzen TR und kurzen TE führt daher zu einem T1-gewichteten Kontrast. Die gute Bildqualität bei akzeptabler Ortsauflösung, geringe Probleme mit Artefakten, die auf zeitlich konstante Feldinhomogenitäten (z. B. hervorgerufen durch lokale Suszeptibilitätsänderungen) zurückzuführen sind, und die einfache Kontrastgewichtung machten die Spin-Echo-Sequenz in den frühen Jahren der MR Bildgebung zu dem am häufigsten eingesetzten Verfahren. Nachteile ergaben sich allerdings aufgrund der relativ langen Messzeiten, die u. a. im Hinblick auf bewegungsinduzierte Artefakte und die Dauer einer Untersuchung zu Einschränkungen führten. In vielen Untersuchungsprotokollen findet man heute daher die Turbo-Spin-Echo-Sequenz, die als beschleunigte Variante der klassischen Spin-Echo-Sequenz die guten Eigenschaften des Spin-Echo-s nutzt und zudem kurze Messzeiten ermöglicht. Gradientenecho-Sequenz Eine der Möglichkeiten zur Reduzierung der Messzeit einer Sequenz besteht darin, die Repetitionszeit TR zu verkürzen. Wegen der relativ langen Tl-en der interessierenden Gewebe kann dabei die Repetitionszeit deutlich kleiner als die Tl-Relaxationszeit werden. Bei der Verwendung von 90 -Pulsen für die Anregung resultieren hieraus Sättigungseffekte, d. h. die Längskomponente M z der Magnetisierung wird im Verlauf der Sequenz sehr schnell klein, dies trifft dann auch auf die für die größe relevante Querkomponente zu. Das lässt sich vermeiden, wenn für die Anregung HF Pulse mit Flipwinkeln kleiner als 90 eingesetzt werden. Aufgrund der geringen Auslenkung der Magnetisierung ist die Störung des ursprünglichen Gleichgewichtszustandes sehr klein, sodass für nachfolgende Anregungen eine viel größere Längskomponente verfügbar ist als bei Anregung durch 90 -Pulse. Bei der Verwendung kleiner Flipwinkel kommt es zu einem Gleichgewicht zwischen Verkleinerung von M z durch Anregung und Vergrößerung von M z durch T1-Relaxation. Dies ist im Hinblick auf die amplitude günstig. Die nach der Anregung mit kleinen Flipwinkeln verbleibende Längskomponente M z der Magnetisierung macht allerdings den Einsatz eines 180 -Pulses unmöglich, da dieser Puls auch M z invertieren würde. Es wird daher folgendermaßen vorgegangen (Abb. 1.12): In kurzem zeitlichem Abstand nach dem Anregungsimpuls wird ein Magnetfeldgradient HF Gradientenecho mit konstanter Amplitude geschaltet. Dies bewirkt wegen der nun ortsabhängigen Präzessionsfrequenzen eine Dephasierung der Quermagnetisierung mit entsprechender Verringerung der Amplitude des FID. Durch Umkehr des Vorzeichens der Gradientenamplitude wird eine Rephasierung mit entsprechendem anstieg erreicht, sodass die durch den Gradienten verursachte Dephasierung wieder vollständig rückgängig gemacht wird und das maximum des Gradientenechos zu beobachten ist. Verwendet man für die Erzeugung des Gradientenechos den Messgradienten, so kann die Ortskodierung des s wie bei der Spin- Echo-Sequenz vorgenommen werden. Dephasierungen durch zeitlich konstante Inhomogenitäten werden anders als beim 180 -Puls der Spin-Echo-Sequenz durch die Umkehr des Messgradienten nicht rückgängig gemacht. Die Abnahme der amplitude wird daher nicht wie beim Spin-Echo durch T2, sondern durch T2* beschrieben. Hieraus resultiert im Vergleich zum Spin- Echo eine andere Qualität des Gradientenecho-s, was sich insbesondere im Artefaktverhalten bemerkbar macht. Für den zeitlichen Ablauf der Grundversion der Gradientenecho-Sequenz ergibt sich damit das in Abb wiedergegebene Diagramm. Der Phasenkodiergradient wird wie bei der Spin-Echo-Sequenz geschaltet; er ist in Abb aus Gründen der Vereinfachung nicht dargestellt. Allen Gradientenecho-Sequenzen gemeinsam sind die Charakteristika " Anregung durch eine Serie von in sehr kurzen zeitlichen Abständen TR wiederholten HF Pulsen mit kleinen Flipwinkeln, " Detektion des durch Inversion des Messgradienten erzeugten s. T2 T2* Abb Schematische Darstellung der Gradientenecho-Sequenz. Anregungspuls, Frequenzkodiergradient und sind als Funktion der aufgetragen. Unten sind Vektoren der Quermagnetisierung in der Ebene senkrecht zum statischen Feld zu verschiedenen punkten im Verlauf der Sequenz skizziert. Der Frequenzkodiergradient verursacht Dephasierung und Rephasierung der Magnetisierung und erzeugt so das Gradientenecho. Das fällt mit T2* ab. Der Phasenkodiergradient ist zur Vereinfachung der Zeichnung nicht dargestellt. 9

11 1 Technische Grundlagen Anregungspuls FID + Spin-Echo Anregungspuls FID FID Spin-Echo TE TE Abb e als Funktion der bei einer Folge von Anregungspulsen, wenn TR deutlich kleiner als T2 ist. Das Spin-Echo hat sein Maximum zum punkt des Anregungspulses (senkrechte Linie). Das Gradientenecho zum punkt TE enthält Anteile aus FID und Spin-Echo. Abb als Funktion der, wenn durch rf spoiling oder gradient spoiling keine Spin-Echo-e auftreten. Das Gradientenecho enthält nur e des FID. Seit der Vorstellung dieses Prinzips sind eine Reihe von mit jeweils eigenem Namen bezeichneten Varianten entstanden, die detailliert betrachtet werden müssen, um exakte Aussagen über ihr Kontrastverhalten machen zu können. Hier sollen nur einige grundlegende Unterscheidungsmerkmale der Varianten erläutert werden, damit zumindest Hinweise auf Kombinationen von Sequenzparametern gegeben werden können, die zu klinisch interessanten Bildkontrasten führen. Durch die Inversion des Messgradienten kann nicht nur wie beschrieben ein Gradientenecho des freien Induktionsabfalls erzeugt werden. Obwohl eine Gradientenecho-Sequenz keine 180 -Pulse enthält, treten für im Vergleich zu T2 sehr kleine TR dennoch Spin-Echo-e auf: Wegen der kurzen Repetitionszeit läuft auch die T2-Relaxation vor der nächstfolgenden Anregung nicht vollständig ab, sodass auch eine von Null verschiedene Quermagnetisierung erhalten bleibt und sich somit auch für ein Steady State einstellt. Dies bedeutet, dass entsprechend schnell aufeinander folgende HF Pulse mit kleinen Flipwinkeln Spin-Echos erzeugen, deren Maxima zeitlich mit den HF Pulsen zusammenfallen (Abb. 1.13). Die verschiedenen anteile können definiert unterdrückt und die Gradientenechos hinsichtlich des ihnen zugrunde liegenden s (Überlagerung aus freiem Induktionsabfall und Spin-Echo, freier Induktionsabfall, Spin-Echo) unterschieden werden. e, die sowohl Anteile des FID als auch des Spin-Echos enthalten, werden mit Sequenzen gemessen, die unter den firmenspezifischen Namen Fast Field Echo (FFE), Fast Imaging with Steady Precession (FISP) und Gradient recalled Acquisition in the Steady State (GRASS) eingeführt wurden. Der Bildkontrast wird bei meistens kurzen TR mit den Parametern Echozeit und Flipwinkel gesteuert. Sehr kleine Flipwinkel reduzieren Einflüsse von unterschiedlichen T1-en, während diese bei größeren Flipwinkeln betont werden. Mit langer Echozeit werden unterschiedliche T2*-en im Bildkontrast betont, mit kurzen Echozeiten werden sie reduziert. Durch eine von Einzelmessung zu Einzelmessung variierende Phase der HF Pulse (rf spoiling) oder aber durch zusätzliche nach der Detektion des s geschaltete Gradienten, deren Amplitude von Einzelmessung zu Einzelmessung verändert wird (gradient spoiling), kann der Aufbau des Steady State der Quermagnetisierung verhindert werden; es wird dann nur das Gradientenecho des freien Induktionsabfalls detektiert (Abb. 1.14). Diese Sequenzen mit den firmenspezifischen Namen T1-FFE, FLASH und spoiled GRASS sind insbesondere für T1-betonte Kontraste geeignet, die bei nicht zu kleinen Flipwinkeln und kurzen Echozeiten erzielt werden. Eine Verkleinerung des Flipwinkels hebt bei kurzen TE Unterschiede der Protonendichte hervor. Kleine Flipwinkel und längere TE betonen unterschiedliche T2*-en im Bildkontrast. Bei den sogenannten refokussierten Sequenzen, die unter den Namen b-ffe (balanced FFE), True-FISP und FIESTA eingeführt wurden, ist der Verlauf aller Gradienten so ausgelegt, dass sie weder zwischen Anregung und maximum noch zwischen maximum und nächstfolgender Anregung Phasenverschiebungen verursachen. In Abb ist das Sequenzschema skizziert. Durch die symmetrische Auslegung der Gradienten stellt sich ein 10

12 Pulssequenzen Magnetisierung HF 1/2 α α α α Abb Schematische Darstellung einer vollständig refokussierten Gradientenecho- Sequenz. Alle Gradienten sind symmetrisch angelegt. Nach einer Einstiegsanregung mit einem Flipwinkel von α/2 erfolgt die weitere Anregung mit Flipwinkeln von alternierend +α und α. Oben sind die daraus resultierenden Positionen der Magnetisierung dargestellt. G s G p Gleichgewicht ein, in dem die Quermagnetisierung ohne Verluste, die bei den nicht vollständig balancierten Gradientenecho-Sequenzen durch das Schalten der Gradienten verursacht werden, zur Gesamtmagnetisierung beiträgt. Dieser Effekt kommt nur dann zum Tragen, wenn die Repetitionszeit im Vergleich zu T2 klein ist. Das Kontrastverhalten wird durch den Quotienten der Relaxationszeiten T1 und T2 beeinflusst; bei großen Flipwinkeln kann die intensität von Flüssigkeiten sehr stark betont werden. Turbo-Spin-Echo-Sequenz Die Turbo-Spin-Echo-Sequenz (TSE Sequenz) ist eine Variante der Spin-Echo-Sequenz, die unter Verwendung von Spin-Echo-en deutlich kürzere Messzeiten erlaubt als die klassische Spin- Echo-Sequenz. Sie wird deswegen auch unter der Bezeichnung Fast-Spin-Echo-Sequenz geführt. Die Begriffe Turbo bzw. Fast charakterisieren die effiziente Nutzung der in der klassischen Spin-Echo-Sequenz bezüglich Hochfrequenzpulsen und gradienten leeren intervallen im Sequenzablauf und die daraus resultierende kurze Messzeit treffend. Die Sequenz vereinigt die robusten Eigenschaften des Spin-Echo-s mit schneller Bildgebung und ist daher bei vielen Fragestellungen Bestandteil des Routineprotokolls. In Abb ist das wesentliche Element der TSE Sequenz skizziert: Nach der Anregung durch einen 90 -Puls folgt eine Serie von 180 -Pulsen. Jedes der zugehörigen Echos erhält eine unterschiedliche Phasenkodierung und liefert daher jeweils eine Zeile der Datenmatrix im k-raum. Dies wird erreicht, indem im Anschluss an die Erfassung der Spin-Echos vor dem nächstfolgenden 180 -Puls der Phasenkodierungsgradient mit identischer Dauer aber invertierter Amplitude noch einmal geschaltet wird. Dies dient der Rephasierung der durch den Gradienten direkt zuvor verursachten Dephasierung. Die Phasenkodierung wird also vor dem nächsten Phasenkodierschritt wieder gelöscht. Dadurch steht für das nächste Spin-Echo wieder noch nicht kodierte Quermagnetisierung zur Verfügung, die zur Auslesung der nächsten Zeile genutzt wird. Dieses Segment der Sequenz wird mit jeweils neuen Werten der Amplitude des Phasenkodierungsgradienten im zeitlichen Abstand TR so oft wiederholt, bis alle Zeilen der Datenmatrix erfasst sind. Die Zahl der nach einer Anregung ausgelesenen Echos wird als Turbofaktor bezeichnet. Da eine Anregung jeweils so viele Zeilen der Datenmatrix liefert wie durch den Turbofaktor angegeben wird, ist der Turbofaktor ein Maß für die im Vergleich mit der Spin-Echo-Sequenz erreichte Verkürzung der Messzeit. Obwohl alle Echos eines Segments und damit die zugehörigen Zeilen der Datenmatrix zu unterschiedlichen Echozeiten TE erfasst HF G p Abb Schematische Darstellung der TSE Sequenz. HF Pulse, Phasenkodierungsgradient G p und sind als Funktion der aufgetragen. Der Messgradient ist zur Vereinfachung der Zeichnung nicht dargestellt. Gestrichelt ist der Verlauf der T2-Relaxation wiedergegeben. 11

13 1 Technische Grundlagen k y max k y max k y = 0 k y = 0 k y min k y min Echo Spacing Abb Lineare Profilfolge. Jeder Punkt steht für eine Zeile in der Datenmatrix. Zuerst, d. h. bei der kürzesten Echozeit, wird die größte negative Amplitude des Phasenkodiergradienten geschaltet. Zuletzt, d. h. bei der längsten Echozeit, wird die größte positive Amplitude geschaltet. Der Kreis markiert die effektive Echozeit. Der zeitliche Abstand der Spin-Echos wird Echo Spacing genannt. Abb Low-high-Profilfolge. Jeder Punkt steht für eine Zeile der Datenmatrix. Das für den Kontrast wesentliche bei k y = 0 wird zuerst, d. h. bei der kürzesten Echozeit gemessen. Der Kreis markiert die effektive Echozeit. werden und damit jede Zeile streng genommen eine unterschiedliche T2-Wichtung besitzt, kommt es dennoch nicht zu einer Verschmierung des Bildkontrastes, da dieser im Wesentlichen durch die e festgelegt wird, die mit kleinen k y -Werten, d. h. ohne Phasenkodierungsgradient bzw. mit nur kleinen Amplituden dieses Gradienten gemessen werden. Die zu k y = 0 gehörende Echozeit wird als effektive, da für den Bildkontrast maßgebliche Echozeit der TSE Sequenz bezeichnet. Bei der segmentierten TSE Sequenz wird automatisch durch entsprechende Zuordnung der Amplituden des Phasenkodiergradienten dafür gesorgt, dass die zur effektiven Echozeit gehörenden Daten im zentralen Bereich des k-raums gemessen werden. Die Manipulation des Bildkontrastes für die Wichtung von Protonendichte, T1 oder T2 kann durch Variation der Repetitionszeit und der effektiven Echozeit analog zur Vorgehensweise bei der klassischen Spin-Echo-Sequenz vorgenommen werden. Als zusätzlicher Sequenzparameter kann der zeitliche Abstand der Spin-Echos, das sogenannte Echo Spacing, variiert werden. Im Vergleich mit der Spin-Echo-Sequenz wird eine besonders deutliche Verkürzung der Messzeit bei der T2-gewichteten TSE Sequenz erreicht, da zur Einstellung einer langen effektiven Echozeit große Turbofaktoren zum Einsatz kommen. Die Profilfolge, d. h. die zeitliche Folge, in der die unterschiedlichen Amplituden des Phasenkodiergradienten durchlaufen werden, bestimmt auf welchem Weg der k-raum gefüllt wird. Die Profilfolge sollte im Hinblick auf den gewünschten Kontrast und die Bildschärfe zusammen mit der effektiven Echozeit TE gewählt werden. Die lineare Profilfolge ist insbesondere für die T2-Wichtung mit langen effektiven TE geeignet. Wie in Abb dargestellt, werden die Phasenkodierschritte beginnend beim maximalen negativen Wert linear ansteigend durchlaufen. Das für den Kontrast wichtige bei k y = 0 wird in der zeitlichen Mitte der Sequenz gemessen. Die Profilfolge wird als revers linear bezeichnet, wenn die Amplituden des Phasenkodiergradienten beginnend beim maximalen positiven Wert linear durchlaufen werden. Für die MRCP wird die TSE Sequenz mit der linearen Profilfolge verwendet. Da bei der MRCP nach Möglichkeit nur Flüssigkeiten zur Darstellung kommen sollen, werden sogenannte Start-up-Echos benutzt: Die zu den kurzen Echozeiten gehörenden Spin-Echos werden zwar erzeugt, aber nicht für die Bildrekonstruktion verwendet. Dadurch erfährt die Magnetisierung im gesamten Verlauf der Sequenz also auch bei den kurzen Echozeiten die durch Hochfrequenzpulse und Gradienten bestimmten Abläufe; die im Wesentlichen in den kurzen Echozeiten enthaltenen e der nicht flüssigen Kompartimente werden aber nicht abgebildet. Häufig wird im Zusammenhang mit der MRCP als Messverfahren HASTE (Half Fourier acquired single Shot Turbo Spin Echo) genannt. Darunter ist keine eigene Sequenz zu verstehen, sondern einfach nur eine TSE Sequenz, die als Single Shot mit Half-Scan- bzw. Half-Fourier-Datenakquisition kombiniert ist. Es werden also nach nur einer Anregung nur etwas mehr als die Hälfte der Zeilen tatsächlich gemessen, die übrigen Zeilen werden unter Ausnutzung der Symmetrieeigenschaft des k-raums rechnerisch ermittelt. Auf diese Art und Weise lassen sich in T2-Wichtung mit hohen Turbofaktoren in linearer Profilfolge mit sehr langen effektiven TE besonders kurze Messzeiten realisieren. 3D TSE Sequenzen mit nicht selektiven Refokussierungspulsen mit variablen Flipwinkeln sowie paralleler Bildgebung sind unter den Namen VISTA (Volumetric isotropic TSE Acquisition) bzw. SPACE (Sampling Perfection with Application optimized Contrast using different Flip Angle Evolutions) eingeführt worden. Analog zu 3D Turbo-Gradientenecho-Sequenzen für die isotrope T1-gewichtete Bildgebung erlauben diese TSE Varianten u. a. auch eine isotrope T2-gewichtete Bildgebung in akzeptablen Messzeiten. Kurze effektive TE sind mit der Low-High-Profilfolge möglich, die in Abb skizziert ist. Das für den Kontrast wesentliche bei k y = 0 wird ganz zu Beginn der Echoreihe gemessen. Bei dieser Profilfolge können nur kleine Turbofaktoren eingesetzt werden, da es ansonsten zu Unschärfen kommt. Für kleine und mittlere effektive Echozeiten ist die asymmetrische Profilfolge ge- 12