Viele Untersuchungsmöglichkeiten inder klinischen Magnetresonanztomogra-phie (MRT) sind durch die Aufnahmezeitund damit direkt durch das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (S/R) limitiert.Der Ein-satz schneller Aufnahmetechniken [1,2,3]in Verbindung mit erheblichen Fortschrit-ten in der Technik von MR-Tomographenreduzierte die Aufnahmezeit für ein zwei-dimensionales Schnittbild aus demmenschlichen Körper von vielen Minutenauf wenige Sekunden bzw.Bruchteile vonSekunden. Erst durch den technischenFortschritt der letzten Jahre wurde die An-wendung ultraschneller Sequenzen wie„echo planar imaging“ (EPI) [1] oder „fastimaging with steady precession“ (true-FISP) [4] ermöglicht,gleichwohl ihre Ent-wicklung z. T. schon vor mehr als 26 Jah-ren stattfand. Heute arbeiten moderneMR-Tomographen am Limit dessen, wastechnisch möglich und aus medizinischerSicht noch vertretbar ist. Einer weiterenSteigerung der Aufnahmegeschwindigkeitdurch stärkere und schnellere Gradientensind neben technischen auch physiologi-sche Grenzen gesetzt. Aus Gründen desPatientenschutzes,um Nervenstimulatio-nen oder Gewebeerwärmung zu vermei-den,dürfen Gradientenstärke und Schalt-zeiten festgesetzte Grenzwerte nicht über-schreiten.Gleichwohl einer weiteren Stei-gerung der Aufnahmegeschwindigkeit inder MRT Grenzen gesetzt sind,gibt es tech-nische Möglichkeiten,die Aufnahmequa-lität zu verbessern. Durch den Übergang

Hochfeld-MR

R. M. Heidemann1 · M. A. Griswold1 · M. Müller1 · F. Breuer1 · M. Blaimer1 · B. Kiefer2

M. Schmitt2 · P. M. Jakob1

1 Physikalisches Institut – EP5, Universität Würzburg · 2 Siemens Medical Solutions, Erlangen

Möglichkeiten undGrenzen der parallelenMRT im Hochfeld

von der Standardfeldstärke, z. Z. im klini-schen Bereich bei 1,5 Tesla,auf höhere Feld-stärken, wird das erzielbare S/R vergrö-ßert. In neuerer Zeit ist eine Entwicklungzu höheren Feldstärken in der MRT zu be-obachten. Es zeichnet sich dabei ab, dassein neuer Standard bei 3,0 Tesla in der kli-nischen MRT etabliert wird.Durch die hö-here Feldstärke erhofft man sich in derBildgebung aufgrund des verbesserten S/Reine höhere Ortsauflösung bzw. eine hö-here zeitliche Auflösung,und in der Spekt-roskopie wegen der vergrößerten chemi-schen Verschiebung eine verbesserte spekt-

rale Auflösung. Jedoch skalieren sich ne-ben den erwünschten Effekten, wie dasverbesserte S/R,auch unerwünschte Grö-ßen mit der Feldstärke. Auf diese hoch-feldspezifischen Probleme soll im Weiterengenauer eingegangen werden.

Beschränkungen der Hochfeld-MRT

Vor allem bei der ultraschnellen Bildge-bung mit EPI [1],einer sog.Einzelschuss-sequenz,bei welcher der gesamte k-Raumnach einer einzelnen Hochfrequenzanre-gung ausgelesen wird, treten feldstärke-

Der Radiologe 1 · 2004 | 49

Radiologe 2004 · 44:49–55DOI 10.1007/s00117-003-0977-5Online publiziert: 8. November 2003© Springer-Verlag 2003

Abb. 1a-d ▲ Unterschiedliche Abtastschemata des k-Raums und das dazugehörige Bild.a Vollständige Abtastung des k-Raums, b Abtastung mit verringerter Ausdehnung im k-Raum,c Half-Fourier-Abtastung des k-Raums, d reduzierte Abtastung des k-Raums

Hochfeld-MR

abhängige Probleme besonders deutlichhervor.Bei dieser Sequenz kommt es zu ei-nem raschen Signalabfall durch T2*-Rela-xation, d. h. die gleichen k-Raum-Daten,zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufge-

| Der Radiologe 1 · 200450

nommen, haben verschieden starke Sig-nalintensitäten.Ab einem gewissen Zeit-punkt nach der Anregung würden aufge-nommene Daten nicht mehr genügendSignal beinhalten,um eine nützliche Bild-

information beizutragen. Anders ausge-drückt, im Vergleich zu Mehrschussse-quenzen ist die maximal zu erreichendeAuflösung bei Einzelschusssequenzendurch den eben erwähnten Relaxations-

Abb. 2a-f � Auswirkungdes pMRT-Beschleuni-gungsfaktors auf das S/R.a Referenzaufnahme ohneBeschleunigung R=1,b–f dieselbe Aufnahme mitpMRT-Beschleunigungs-faktoren von R=2 bis R=6.Nähere Erläuterungen zudiesen Aufnahmen s. Text

Zusammenfassung · Abstract

Radiologe 2004 · 44:49–55DOI 10.1007/s00117-003-0977-5© Springer-Verlag 2003

R. M. Heidemann · M. A. Griswold · M. Müller · F. Breuer · M. Blaimer · B. Kiefer · M. SchmittP. M. Jakob

Möglichkeiten und Grenzen der parallelen MRT im Hochfeld

image quality. An elegant way to address theseproblems is the use of parallel imaging. In manyclinical applications, parallel MRI (pMRI) is partof the standard protocol, because pMRI can en-hance virtually every MRI application, withoutnecessarily affecting the contrast behavior of theunderlying imaging sequence. In high field MRI,besides the speed advantage of pMRI, the positi-ve influence on high field specific problems andtherefore on the image quality will be of majorimportance.

KeywordsMRI · High field MRI · Parallel imaging · pMRI

AbstractIn medical magnetic resonance imaging (MRI) itis standard to use MR scanners with a fieldstrength of 1.5 Tesla. Recently, an ongoing devel-opment to higher field strength can be ob-served and a new clinical standard at 3.0 Teslaseems to be established. High field MRI with itsintrinsic higher signal to noise ratio (SNR) canenable new applications of MRI in medicaldiagnosis, or can serve to improve existingmethods. It is important to note, that the use ofhigh field MRI is not without its limitations. Besi-des the SNR, other unwanted effects increasewith a higher field strength.Without correction,these high field problems cause a serious loss in

diese hochfeldspezifischen Probleme zu reduzie-ren, ist der Einsatz der parallelen Bildgebung.Dieparallele MRT (pMRT) hat sich bereits in vielenApplikationen der klinischen MRT fest etabliert.Dies liegt v.a.daran, dass die pMRT jede konven-tionelle MRT-Aufnahme signifikant beschleuni-gen kann, ohne dabei die grundlegenden Eigen-schaften wie z.B.das Kontrastverhalten zu beein-flussen.Bei der parallelen MRT im Hochfeld wirdv.a., neben dem Geschwindigkeitsgewinn, derEffekt der pMRT auf die hochfeldspezifischenProbleme und damit auf die erzielbare Bildquali-tät im Mittelpunkt stehen.

SchlüsselwörterMRT · Hochfeld-MRT · Parallele Bildgebung ·pMRT

ZusammenfassungIn der medizinischen Magnetresonanztomogra-phie (MRT) werden standardmäßig MR-Tomo-graphen mit einer Feldstärke von 1,5 Tesla einge-setzt. In letzter Zeit ist eine Entwicklung zu höhe-ren Feldstärken in der MRT zu beobachten, dabeikönnte sich ein neuer klinischer Standard bei3,0 Tesla etablieren.Das bei der Hochfeld-MRT in-trinsisch höhere Signal-zu-Rausch-Verhältnis(S/R) kann neue Anwendungen der MRT in dermedizinischen Diagnostik ermöglichen bzw.be-stehende MRT-Verfahren verbessern.Beim Ein-satz von Hochfeld-MR-Tomographen muss je-doch berücksichtigt werden, dass sich mit derFeldstärke, neben dem S/R, auch unerwünschteEffekte skalieren.Hochfeldspezifische Problemekönnen unkorrigiert zu massiven Verlusten in derBildqualität führen.Eine elegante Möglichkeit,

Feasibilities and limitations of high field parallel MRI

effekt stark eingeschränkt.Der Effekt desSignalabfalls wird im Hochfeld,verglichenmit dem Standardfeld von 1,5 Tesla nochverstärkt,da die entsprechenden T2*-Zei-ten hier deutlich verkürzt sind.

Neben dem T2*-Relaxationsprozessgibt es bei EPI ein weiteres,ebenfalls feld-stärkeabhängiges Problem,es handelt sichdabei um die sog.Suszeptibilitätsartefak-te. Dies sind lokale Verzerrungen der Ob-jektgeometrie, welche besonders im Be-reich von Gewebe-Luft-Grenzflächen auf-treten. An Gewebe-Luft-Grenzflächenkommt es zu starken Suszeptibilitätssprün-gen,die wie ein zusätzlicher Gradient wir-ken und sich mit der Magnetfeldstärkeskalieren. Die lokalen Verzerrungen sindabhängig von diesen lokalen zusätzlichenGradienten, also von deren Stärke, aberauch von der Dauer, die diese Gradientenzwischen der Akquisition aufeinanderfol-gender Signale wirken.Diese Zeit zwischen2 aufeinanderfolgenden Signalen bzw.Echozügen ist die sog.Interechozeit (Tinter).Üblicherweise versucht man Tinter durchdie Verwendung schnellerer Gradientenzu verkürzen.Diese Verzerrungen sind ineiner konventionellen diffusionsgewich-teten EPI (DW-EPI), wie z. B. in ⊡ Abb. 3ades vorletzten Abschnitts, gut zu erken-nen. Sie erscheinen oftmals nicht nur alsVerzerrungen, sondern v. a. als Bereichemit erhöhter Signalintensität,da dort ver-schiedene Bereiche des Objekts überlagertsind.DW-EPI ist mittlerweile ein fester Be-standteil der Standarduntersuchung beiVerdacht auf Hirnschlag. Gerade hierbeikönnen diese Aufhellungen zu einer Fehl-interpretation der Aufnahme führen, dasie einen Hirnschlag vortäuschen oder dasinfarzierte Areal überdecken könnten.

Ein weiteres hochfeldspezifisches Prob-lem ist die spezifische Absorptionsrate(specific absorbtion rate, SAR), also diepro Zeiteinheit und Körpergewicht imKörper absorbierte Energie durch dieHochfrequenzanregung. Der Übergangvon 1,5 auf 3,0 Tesla vergrößert den SAR-Wert in der Regel um den Faktor 4. Be-sonders bei der ultraschnellen Bildgebungmit TSE [3], aber auch bei anderen Se-quenzen, ist das SAR-Limit bei 3,0 Teslaschnell überschritten.

Eine elegante Methode, die oben be-schriebenen hochfeldspezifischen Proble-me zu lösen oder zumindest deren Effekt

Der Radiologe 1 · 2004 | 51

Hochfeld-MR

auf die Bildqualität deutlich zu reduzie-ren, ist die Verwendung der parallelenBildgebung.

Grundlagen der parallelen Bildgebung

Bei der parallelen Bildgebung,im Weiterenparallele MRT (pMRT) genannt, ist diegrundlegende Idee äußerst einfach. DieAufnahmezeit hängt direkt von der Men-ge der aufzunehmenden Bilddaten ab.Re-duziert man die Menge der aufzunehmen-den Bilddaten,reduziert sich entsprechenddie Aufnahmezeit. Zur besseren Unter-scheidung zwischen dem eigentlichen Bild

und dem Bilddatenraum wird Letzterer imWeiteren k-Raum genannt. Die Idee, diek-Raum-Daten zu verringern,ist nicht neu,in der Regel passt man die Auflösung unddamit die Ausdehnung des k-Raums derzu untersuchenden Fragestellung an. In⊡ Abb. 1 soll dies anhand vereinfachterSchemata verdeutlicht werden.Es wird da-bei angenommen, dass der k-Raum zei-lenweise aufgenommen wird, tatsächlichverwenden die meisten Aufnahmeverfah-ren in der klinischen Routine diese Art derAbtastung. Der Abstand benachbarter k-Raum-Zeilen wird dabei durch das Sicht-feld (engl. field of view, FOV) bestimmt.Ein großes FOV führt dabei zu kleineren

Abständen zwischen den k-Raum-Zeilen.Um ein hochaufgelöstes Bild eines Objektsbei festem FOV zu erhalten, muss der k-Raum mit einer weiteren Ausdehnung ab-getastet werden (⊡ Abb. 1a) als bei einemniedrig aufgelöstem Bild (⊡ Abb.1b).Solchein niedrig aufgelöstes Bild zeigt nebender verringerten Auflösung eine Kontami-nation mit Bildartefakten,das sog.Gibbs-ringing. Eine gebräuchliche Methode, dieAufnahmezeit zu verkürzen,ohne die Auf-lösung zu sehr zu verringern, stellt dasHalf-Fourier-Verfahren dar. Wie in⊡ Abb. 1c angedeutet, wird dabei nur eineHälfte des k-Raums aufgenommen.Hier-bei ist die Bildqualität ebenfalls deutlichschlechter als beim Referenzbild mit vol-ler Akquisition.In der Praxis werden des-halb einige k-Raum-Zeilen über die Hälf-te des k-Raums hinaus aufgenommen,beiden Partial-Fourier-Methoden sogar deut-lich mehr.Dies erlaubt eine Rekonstrukti-on der fehlenden k-Raum-Daten mittelsgeeigneter Algorithmen. Bei diesem Ver-fahren kann man jedoch maximal einenBeschleunigungsfaktor von 2 erzielen,wür-de man weniger Daten aufnehmen, wäreeine Rekonstruktion der fehlenden Datennicht mehr möglich. Bei der parallelenBildgebung wird der k-Raum periodischreduziert, indem der Abstand zwischenbenachbarten Zeilen vergrößert wird.Da-durch wird jedoch das FOV im Bildraumkleiner und es kommt, wenn das Objektgrößer als dieses reduziete FOV ist,zu demEffekt des Aliasings, den sog. Faltungsar-tefakten. Als Beispiel ist in ⊡ Abb. 1d einum den Faktor 2 reduzierter k-Raum dar-gestellt,hierbei wurde jede 2.k-Raum-Zei-le nicht aufgenommen. Im Weiteren wirdein solches Abtastschema immer als redu-zierter k-Raum bezeichnet. Der Redukti-onsfaktor, auch pMRT-Beschleunigungs-faktor,wird mit R abgekürzt.Durch eine re-duzierte Abtastung mit R=2 wird imBildraum das FOV um die Hälfte kleiner,und das Objekt passt dann evtl.nicht mehrin dieses verkleinerte FOV. Die Simulati-on einer solchen Aufnahme ist in ⊡ Abb.1ddargestellt. Alle Bereiche des Objekts au-ßerhalb des reduzierten FOV werden indieses FOV zurückgefaltet. Im Vergleichzum Referenzbild von ⊡ Abb.1a kann einesolche Aufnahme in der halben Zeit ge-schehen, jedoch ist in der Regel ein Bildmit solchen Faltungsartefakten in der me-

| Der Radiologe 1 · 200452

Abb. 3a-d ▲ Diffusionsgewichtete EPI-Aufnahmen mit b=1000 s/mm2 bei unterschiedlichen pMRT-Beschleunigungsfaktoren. a Die konventionelle Aufnahme zeigt typische EPI-Verzerrungen, die hierals Areale erhöhter Signalintensität erscheinen, besonders in den durch Pfeile gekennzeichnetenBereichen. b–d pMRT-Aufnahmen zeigen mit zunehmendem Beschleunigungsfaktor (von b nach d,R=2–4) eine deutliche Verringerung dieser Artefakte, gleichzeitig wird jedoch auch der S/R-Verlustsichtbar

dizinischen Diagnostik nicht verwendbar.Parallele Bildgebung bedeutet nun ganzallgemein,dass diese Faltungsartefakte vonvornherein vermieden werden,indem aus-gelassene k-Raum-Zeilen rekonstruiertwerden bzw. die gefalteten Bilder wiederentfaltet werden.Grundvoraussetzung fürdie Möglichkeit, parallele Bildgebung zubetreiben, ist dabei das Vorhandenseinmehrerer voneinander unabhängigerEmpfangsspulen und damit eine entspre-chende Zahl von Empfangskanälen desMR-Tomographen.Um die räumliche In-formation der Spulenanordnung für diepMRT nutzen zu können müssen die k-Raum-Daten gleichzeitig und unabhän-gig voneinander aufgenommen werden.Vereinfacht kann man sich vorstellen,dassjede Spule nur Information aus einem engbegrenzten Teil des Objekts empfängt.DieAkquisition erfolgt über ein verkleinertesFOV,gleichbedeutend mit einem reduzier-ten k-Raum, gleichzeitig mit mehrerenEmpfangsspulen.Setzt man die einzelnenSpulenbilder zusammen, erhält man einBild des gesamten Objekts. Dies ist einestark vereinfachte Beschreibung der Funk-tionsweise der pMRT.Eine detaillierte Be-schreibung der Methoden der parallelen

Bildgebung soll im Rahmen dieses Über-sichtsartikels nicht gegeben werden, zu-mal es heute eine Vielzahl verschiedens-ter Techniken der pMRT gibt.Der interes-sierte Leser sei jedoch auf 2 kürzlich er-schienene Übersichtsartikel verwiesen,imBesonderen auf die dort zitierten Origi-nalarbeiten.In [5] kann eine Beschreibungder SENSE-Methode [6] und deren An-wendung in der klinischen Praxis nachge-lesen werden. Eine allgemeine Beschrei-bung der pMRT und den Einfluss bzw.dieBedeutung der parallelen Bildgebung aufdie klinische Routine findet der Leser in[7]. Die grundlegenden Eigenschaften al-ler pMRT-Techniken lassen sich folgen-dermaßen zusammenfassen:

▂ pMRT-Techniken sind keine neuenbildgebenden Sequenzen, sondernneue Bildrekonstruktionsmechanis-men

▂ pMRT-Techniken können dazu die-nen, alle in der klinischen Praxis gän-gigen Bildgebungssequenzen zu be-schleunigen

▂ pMRT-Techniken verändern nichtdas Kontrastverhalten der zu Grundeliegenden Sequenz

▂ pMRT-Techniken können verwendetwerden, um einen reinen Geschwin-digkeitsgewinn zu erzielen oder umbei gleicher Aufnahmezeit die Auflö-sung zu erhöhen oder eine Mischungaus beidem.

Beschränkungen der pMRT

Heute rüsten alle großen Hersteller stan-dardmäßig ihre MR-Tomographen mit derFähigkeit, pMRT zu betreiben, aus. Amweitesten verbreitet ist dabei die SENSE-Methode [6]. Jeder Hersteller bietet dabeieine Art von SENSE-Implementierung an:

▂ GE (ASSET),▂ Philips (SENSE),▂ Siemens (mSENSE),▂ Toshiba (SPEEDER).

Die einzige kommerziell erhältliche Me-thode, die im Gegensatz zu SENSE nichtim Bildraum,sondern im k-Raum arbeitet,ist die von Siemens angebotene GRAPPA-Technik [8]. Durch diese Entwicklungrückte die pMRT in den routinemäßigenEinsatz bei immer mehr klinischen Fra-gestellungen.Gleichzeitig zeigen sich aber

Der Radiologe 1 · 2004 | 53

Abb. 4a, b � TOF-Angio-graphie mit pMRT, R=2,

direkter Vergleich zwischeneiner Akquisition mit Stan-

dardfeldstärke und einerHochfeldakquisition. a Bei

1,5 Tesla reicht das S/Rnicht aus, um kleinere Ge-fäße zu erfassen, deutlich

zu erkennen im vergrößer-ten Ausschnitt (a, unten).

b Dieselbe Akquisition bei3,0 Tesla zeigt ein erheblich

verbessertes S/R. In derVergrößerung (b, unten)

sind auch kleinere Gefäßesichtbar. Diese Bilder ent-

standen durch eine Koope-ration mit Dr. Gaa von derUniversitätsklinik Frank-

furt und Siemens MedicalSolutions

Abb. 5a-c ▲ Hochfeld-MRT mit pMRT, einige Beispiele. a Abdomen mit pMRT, R=3, b Wirbelsäule mitpMRT, R=3, und c Hüfte mit pMRT, R=3. (Aufnahme c entstand durch eine Kooperation mit demMassachusetts General Hospital und Siemens Medical Solutions)

Hochfeld-MR

nun auch,gleichgültig welche pMRT-Tech-nik zum Einsatz kommt,deren Limitatio-nen in manchen Bereichen. Als stärksteBeschränkung des Einsatzes von pMRT inbestimmten Bereichen ist das S/R anzu-sehen. Applikationen, welche bereits amS/R-Limit betrieben werden, bei denenfolglich kein weiterer Signalverlust tole-riert werden kann, sind für eine Verwen-dung von pMRT zur Aufnahmezeitverkür-zung grundsätzlich auszuschließen.Hoch-aufgelöste anatomische Bildgebung amGehirn oder MR-Spektroskopie seien hier-bei nur als 2 Beispiele erwähnt.Für alle Se-quenzen gilt als grobe Faustregel,dass dieAnwendung von pMRT im Vergleich zueiner konventionellen Aufnahme ein umden Faktor √R verringertes S/R aufweist.Der Einfluss des Beschleunigungsfaktors Rin der pMRT auf das S/R ist in ⊡ Abb. 2dargestellt.Es handelt sich hierbei um eineeinzelne Schicht aus einem 3D-Experimentmit den folgenden Parametern: inversionrecovery turbo-FLASH mit pMRT,R=1 bis

R=6,TR 1630 ms,TE 4380 ms,TI 1100 ms,FOV 220 mm, Schichtdicke 2 mm, Matrix256×256.

Diese und alle weiteren Beispiele wur-den an einem 3-T-Ganzkörper-MR-To-mographen (Magnetom Trio, SiemensMedical Solutions,Erlangen,Deutschland)mit einer 8-Kanal-Kopfspule (US Instru-ments,Cleveland,Ohio,USA),einer 8-Ka-nal-Körperspule oder mit einem 12-Ka-nal-Wirbelsäulenarray aufgenommen.DiePatienten bzw. Probanden wurden infor-miert und gaben ihre schriftliche Zustim-mung zur Teilnahme an den Studien.

Ein Vergleich der konventionellen Re-ferenzaufnahme (⊡ Abb. 2a) mit denpMRT-Aufnahmen mit einem Beschleuni-gungsfaktor R=2 (⊡ Abb. 2b) und R=3(⊡ Abb. 2c) zeigt noch keinen signifikan-ten S/R-Verlust. Erst bei R=4 (⊡ Abb. 2d)wird das verringerte S/R auffällig. DiepMRT-Aufnahme mit R=5 (⊡ Abb. 2e)zeigt bereits ein deutlich reduziertes S/R,die Aufnahme mit R=6 (⊡ Abb. 2f) wäre

so medizinisch nicht verwertbar. DieseBildserie wurde retrospektiv aus einer ein-zelnen Partition eines 3D-Datensatzes er-stellt und dient hier nur der Veranschau-lichung. Bei einer 3D-Akquisition würdees sich anbieten, die Reduktion der k-Raum-Daten nicht wie hier ausschließ-lich in einer einzelnen Phasenkodierrich-tung (hier anterior-posterior) vorzuneh-men, sondern zusätzlich noch in der 3D-Partitionsrichtung (links-rechts).

Festzuhalten bleibt, dass das S/R füreinige Anwendung nicht ausreicht, umdiese Anwendung mit pMRT zu beschleu-nigen. Generell hängt das S/R nicht nurvon der Bildgebungssequenz, den ver-wendeten Bildgebungsparametern unddem abzubildenden Objekt selbst ab,son-dern besonders auch von der Empfangs-spule und von der verwendeten Magnet-feldstärke.

Parallele MRT im Hochfeld

In den vorangegangenen Abschnittenwurde die Problematik der Hochfeld-MRTund der pMRT beschrieben,dabei habensich v. a. die folgenden Punkte als Ein-schränkungen erwiesen:

▂ verstärkte Suszeptibilitätsartefaktebei EPI-Aufnahmen im Hochfeld,

▂ verringerte Auflösung von EPI-Auf-nahmen im Hochfeld,

▂ SAR Grenzwert wird im Hochfeldschneller erreicht, als bei Standard-feldstärke

▂ S/R beschränkt Anwendung vonpMRT bei Standardfeldstärke

Der Einsatz von pMRT erlaubt eine effek-tive Verkürzung der Interechozeiten umden verwendeten Beschleunigungsfaktor.Dadurch werden in gleichem Maße dieSuszeptibilitätsartefakte,die lokalen Ver-zerrungen, in der EPI-Aufnahme verrin-gert. Die schnellere Akquisition mittelspMRT wirkt dem beschleunigten Signal-abfall durch T2*-Relaxationsprozesse ent-gegen und erlaubt dadurch, eine höhereAuflösung zu erzielen als bei einer kon-ventionellen EPI-Akquisition. Diese Ef-fekte wurden erstmals in [9] beschrieben,weitere Erläuterungen dazu und Beispie-le können in [7] nachgelesen werden.DieBildserie von ⊡ Abb. 3 demonstriert den

| Der Radiologe 1 · 200454

Effekt der verringerten Suszeptibilitäts-artefakte in DW-EPI-Aufnahmen mitpMRT. Die lokalen Verzerrungen, deut-lich sichtbar in ⊡ Abb.3a,nehmen mit zu-nehmendem pMRT-Beschleunigungsfak-tor ab (⊡ Abb.3b–d).Gleichzeitig wird je-doch eine Abnahme des S/R mit zuneh-mendem Beschleunigungsfaktor sichtbar.Es wurden folgende Parameter für dieseAufnahmen verwendet: DW-EPI mitpMRT (GRAPPA), R=1 bis R=4 und b =1000 s/mm2, TR 3000 ms, TE 93 ms, Tinter

0,83 ms,FOV 230 mm,Schichtdicke 5 mm,Matrix 128×128, Mittelungen=3.

Anzumerken ist hierbei,dass durch diepMRT-Akquisition die Interechozeit Tinter

entsprechend dem Beschleunigungsfaktorverkleinert wird und dadurch auch TE ver-kleinert werden kann, d. h. für die Akqui-sitionen mit pMRT werden in der Regelkürzere Tinter- und TE-Zeiten verwendet.

Durch die Verwendung von pMRTwird die Anzahl an Hochfrequenzanre-gungen verringert. Gerade bei schnellenTSE-Sequenzen kann die Verwendung vonpMRT ein Überschreiten des SAR-Grenz-werts verhindern.

Ein Beispiel für den S/R-Vorteil vonHochfeldgeräten ist in ⊡ Abb. 4 zu sehen.Die hochaufgelöste Time-of-flight-(TOF-)Angiographie von ⊡ Abb.4a wurde mit ei-nem pMRT-Beschleunigungsfaktor vonR=2 an einem klinischen Standardgerätbei 1,5 Tesla aufgenommen.Im vergrößer-ten Ausschnitt darunter ist zu erkennen,dass das S/R nicht ausreicht, um kleinereGefäße noch auflösen zu können.Die glei-che Aufnahme an einem Hochfeldgerätzeigt ein deutlich verbessertes S/R,vergli-chen mit der Aufnahme bei 1,5 Tesla.Wieim vergrößerten Ausschnitt darunter zuerkennen ist, können hier auch kleinereGefäße aufgelöst werden.

Neben den bisher erwähnten Einsatz-möglichkeiten von pMRT am Hochfeldge-rät gibt es noch eine Vielzahl weiterer Ap-plikationen,die durch die Verwendung vonpMRT profitieren können. Ohne den ge-ringsten Anspruch auf Vollständigkeit sei-en hier 3 Beispiele aus unterschiedlichenklinischen Anwendungen gezeigt, Bildge-bung im Abdomen, der Wirbelsäule undder Hüfte. Alle Aufnahmen von ⊡ Abb. 5wurden mit der GRAPPA-Technik [8] miteinem Beschleunigungsfaktor von R=3 mitfolgenden Parameter aufgenommen:

▂ Abdomen (⊡ Abb. 5a): FLASH mitpMRT (GRAPPA), R=3, TR 132 ms,TE 2,8 ms,Anregungswinkel 69°,Schichtdicke 6 mm,Akquisitions-matrix 205×256;

▂ Wirbelsäule (⊡ Abb. 5b): TSE mitpMRT (GRAPPA), R=3, TR 5500 ms,TE 142 ms, Slice 4 mm, Matrix512×384;

▂ Hüfte (⊡ Abb. 5c): TSE mit pMRT(GRAPPA), R=3, TR 4250 ms, TE104 ms, FOV 400 mm, Slice 4 mm,Akquisitionsmatrix 358×512.

Die Zuverlässigkeit, der erreichbare Be-schleunigungsfaktor und die Bildqualitätder pMRT hängen bei 3,0-Tesla- genausowie bei 1,5-Tesla-MR-Tomographen vonder Verfügbarkeit geeigneter Spulenar-rays ab. Je mehr unabhängige Empfangs-kanäle ein MR-Tomograph besitzt, destogrößer kann die Anzahl unabhängigerSpulen in einem Array sein. Generell giltfür die Verwendung von pMRT: Stehenmehr Spulen zur Verfügung, können hö-here Beschleunigungsfaktoren erzielt wer-den,die Bildqualität bei jedem Beschleu-nigungsfaktor verbessert und die Zuver-lässigkeit der pMRT-Akquisition erhöhtwerden.

Für die breite Anwendung der pMRT inverschiedenen klinischen Applikationenist eine Optimierung der Protokollpara-meter notwendig, wie z. B die optimaleKontrastmittelgabe in der Angiographie.Die letztendliche Entscheidung,pMRT inein klinisches Standardprotokoll beiHochfeldanwendungen aufzunehmen,sollte nach eingehenden klinischen Stu-dien erfolgen.Zur Zeit gibt es noch weni-ge detaillierte klinische Studien über denEinfluss der pMRT auf klinische Routine-untersuchungen. Gerade bei der pMRTim Hochfeld wird es auf diesem Gebiet innaher Zukunft eine rasch fortschreiten-de Entwicklung geben.

Fazit für die Praxis

Der routinemäßige Einsatz von Hochfeldgerä-ten in der klinischen Praxis birgt sicherlich fürviele Anwendungen erhebliche Vorteile ge-genüber den jetzigen Standardgeräten bei1,5 Tesla.Das bei der Hochfeld-MRT höhereS/R kann in der Bildgebung dazu genutzt wer-den, eine höhere Ortsauflösung zu erzielen.

Die größere chemische Verschiebung ist allge-mein für alle spektroskopischen Anwendun-gen von Vorteil.Diesen Vorteilen der Hoch-feld-MRT im klinischen Einsatz stehen jedochteilweise massive Nachteile gegenüber.Diefestgelegten Grenzwerte für das SAR werdenbei hohen Feldstärken entsprechend schnellerreicht bzw.überschritten.Bei EPI-Anwen-dungen kommt es zu verstärkten lokalen Ver-zerrungen und zu einem schnelleren Signal-abfall als bei Standardfeldstärke.Diese hoch-feldspezifischen Probleme können durch dieVerwendung der parallelen Bildgebung ver-mieden bzw.vermindert werden. Im Hochfeldsteht weniger der Geschwindigkeitsvorteil derpMRT im Vordergrund, sondern v.a.der positi-ve Effekt der beschleunigten pMRT-Akquisiti-on auf die beschriebene Problematik derHochfeld-MRT.Der routinemäßige Einsatz derpMRT am Hochfeldgerät wird für viele klini-schen Applikationen, so wie bereits bei1,5 Tesla, zum Standard gehören.

Korrespondierender AutorDr. R. M. Heidemann

Physikalisches Institut – EP5, Universität Würzburg,Am Hubland, 97074 WürzburgE-Mail: heidemann@physik.uni-wuerzburg.de

Literatur

1. Mansfield P (1977) Multi-planar image formation usingNMR spin echoes. J Phys C Solid State 10:L55–L58

2. Haase A, Frahm J, Matthaei D, Hänicke W, Merboldt KD(1986) FLASH imaging: rapid NMR imaging using lowflip-angle pulses. J Magn Reson 67:258–266

3. Hennig J, Nauerth A, Friedburg H (1986) RARE imaging:a fast imaging method for clinical MR. Magn ResonMed 3:823–833

4. Oppelt A, Graumann R, Barfuss H, Fischer H, Hartl W,Schajor W (1986) FISP – a new fast MRI sequence. Elec-tromedica 54:15–18

5. Brink JSVD,Watanabe Y, Kuhl CK, Chung T, Muthupillai R,Cauteren MV,Yamada K, Dymarkowski S, Bogaert J,Maki JH, Matos C, Casselman JW, Hoogeveen RM (2003)Implications of SENSE MR in routine clinical practice.Eur J Radiol 46:3–27

6. Pruessmann KP,Weiger M, Scheidegger MB, Boesiger P(1999) SENSE: sensitivity encoding for fast MRI. MagnReson Med 42:952–962

7. Heidemann RM, Özsarlak Ö, Parizel PM, Michiels J, KieferB, Jellus V, Müller M, Breuer F, Blaimer M, Griswold MA,Jakob PM (2003) A brief review of parallel magnetic re-sonance imaging. Eur Radiol 13:2323–2337

8. Griswold MA, Jakob PM, Heidemann RM, Nittka M, Jel-lus V,Wang J, Kiefer B, Haase A (2002) Generalized auto-calibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA).Magn Reson Med 47:1202–1210

9. Griswold MA, Jakob PM, Chen Q, Goldfarb J, ManningWJ, Edelman RR, Sodickson DK (1999) Resolution en-hancement in single-shot imaging using simultaneousacquisition of spatial harmonics (SMASH). Magn ResonMed 41:1236–1245

Der Radiologe 1 · 2004 | 55