Ortslokalisation

Für die medizinische MR-Bildgebung ist es notwendig, die aus dem Körper empfangenen HF-Signale genau lokalisieren zu können. Ermöglicht wird die sogenannte Ortslokalisation durch Gradientenspulen, deren Felder sich in allen drei Raumrichtungen zum Hauptfeld B0 dazuschalten lassen. Die Überlagerung von B0 mit Gradientenfeldern bewirkt, dass in jedem Punkt des Messvolumens eine andere Feldstärke vorliegt und sich somit jedes MR-Signal einem bestimmten Volumenelement (Voxel) zuordnen lässt.

Mit Hilfe der Gradientenspulen erregt man zunächst nur die Protonen einer gewünschten Schicht. Infolge der Abhängigkeit der Lamor-Frequenz von Magnetfeldstärke ist die Resonanzbedingung in nur einer Schicht erfüllt. Dadurch wird gewährleistet, dass das HF-Signal nur aus der darzustellenden Schicht abgestrahlt wird (Abb. 26).

Abb. 26

keine Resonanz keine
Resonanz Resonanz

Abb. 20

Der Schichtselektionsgradient bleibt nicht während der gesamten Messung eingeschaltet. Der Gradient wird nur während des 90°- und 180°- Impulses eingeschaltet. Die Schichtdicke ergibt sich aus der Frequenzbandbreite des eingestrahlten HF-Impulses und der Steilheit des Magnetfeldgradienten (Abb. 21).

Abb. 21:

Einfluss des Schicht-selektionsgradienten (grün) – je steiler desto geringer die Schichtdicke

Die Information von welchem Punkt in der Schicht das empfangene Signal stammt wird in einem zweiten Schritt gewonnen. Dazu müssen weitere Gradienten in x- und y-Richtung zugeschaltet werden.

Das Ergebnis nach der Schichtselektion:

alle Spins einer Schicht sind in Phase und rotieren mit der selben Lamor-Frequenz.

(Zur Veranschaulichung wird hier das Modell einer 3x3 Matrix herangezogen. Tatsächlich sind bei der MR-Tomographie Martixauflösungen von 256x256 Bildpunkten üblich )

Phasencodierung : Zwischen dem 90°- und 180°-Impuls wird kurzzeitig ein Gradient entlang einer Ortsrichtung eingeschaltet. Dies führt in Abhängigkeit der sich ändernden Stärke des Magnetfelds zu einer Änderung der Präzessions-geschwindigkeit, d.h. die Spins in der unteren Zeile unseres Bsp. rotieren schneller.

Nach Ausschalten des Phasencodiergradienten präzidieren wieder alle Spins mit der gleichen Frequenz (63Mhz), behalten jedoch die Phasenverschiebung bei. Frequenzcodierung : Während des Entstehens des Signalechos wird ein Gradient in der anderen Richtung dazugeschaltet. Es kommt zum Anstieg der Präzessionsfrequenz von links nach rechts. Da der Gradient während des Signalempfangs eingeschaltet bleibt haben die Signalechos einer Zeile eine unterschiedliche Frequenz. Jedes Echo der Matrixpunkte hat jetzt also eine unterschiedliche Phase bzw. eine andere Frequenz.

Das in der Empfangsspule aufgezeichnete MR-Signal kann mathematisch als Summensignal der einzelnen Voxel einer Schicht aufgefasst werden. Durch die Codierung haben die Einzelsignale nun eindeutig definierte, voneinander unterschiedliche Frequenz- und Phasenlagen. Ihre Signalamplitude hängt von der Gewebebeschaffenheit ab. Nach jedem Phasencodierschritt kann ein Summensignal aus der gemessenen Schicht ausgelesen werden. Es wird im Speicher des Computers als eine Zeile der Bildmatrix abgespeichert. Dieser Vorgang wird entsprechend der zu Anfang definierten n-Zeilen der Bildmatrix n-mal wiederholt und bildet somit die Grundlage der Bildberechnung (Abb. 22).

Abb. 22 : Codierung der Bildmatrix

Die Bildmatrix, in der jedem Voxel eine eindeutige Frequenz, Phase und Amplitude zugeordnet ist, wird mathematisch als sogenannter K-Raum aufgefasst.

Durch die Fourier-Rücktransformation, welche ein mathematisch kompliziertes und sehr rechenintensives Verfahren darstellt, können aus dem in der Empfangsspule aufgefangenem Summensignal die Einzelsignale der Voxel einer Schicht zurückberechnet werden. Eine erste Fouriertransformation des MR-Signals liefert eine Serie von Projektionen entlang der Richtung des Frequenzcodiergradienten (der Konvention nach die X-Richtung). Jede dieser Projektionen weist aufgrund unterschiedlicher Phasencodierung eine andere Phasenmodulation auf. Eine zweite Fourier-Trans-formation in Phasencodierrichtung führt schließlich zu einem Bild mit rein räumlicher Information. Durch Einführung eines zweiten Phasencodiergradienten (in z-Richtung) kann dieses Verfahren auf drei Dimensionen erweitert werden (3D-MR-Tomographie) (Abb. 23).

Auf diese Weise erhält man wie bei der Computertomographie Schnittbilder, wobei der Grauwert eines jeden Bildpunkts (Pixel) der Stärke des HF-Signals entspricht, das aus dem jeweiligen Voxel empfangen wurde (Abb. 24).

Abb. 24: a) Summensignal vor der Fourier-Transformation b) mittels Fourier-Transformation dechiffriertes Bild