Kernspintomografie

Kernspintomografie
MRT-Gerät (Philips 3T Achieva)
MR-Aufnahme eines menschlichen Kniegelenks

Die Magnetresonanztomographie (MRT, kurz auch MR; Tomographie von altgr. τομή, tome, „Schnitt“ und γράφειν, graphein, „schreiben“) ist ein bildgebendes Verfahren, das vor allem in der medizinischen Diagnostik zur Darstellung von Struktur und Funktion der Gewebe und Organe im Körper eingesetzt wird. Mit der MRT kann man Schnittbilder des menschlichen (oder tierischen) Körpers erzeugen, die eine Beurteilung der Organe und vieler krankhafter Organveränderungen erlauben. Die Magnetresonanztomographie basiert auf sehr starken Magnetfeldern sowie elektromagnetischen Wechselfeldern im Radiofrequenzbereich, mit denen bestimmte Atomkerne (meistens die Wasserstoffkerne/Protonen) im Körper angeregt werden. Empfangen werden extrem schwache elektromagnetische Felder, die von den angeregten Atomkernen ausgesendet werden. Im Gerät wird keine Röntgenstrahlung oder andere ionisierende Strahlung erzeugt oder genutzt. Eine wesentliche Grundlage für den Bildkontrast sind unterschiedliche Relaxationszeiten verschiedener Gewebearten. Daneben trägt auch der unterschiedliche Gehalt an Wasserstoff-Atomen in verschiedenen Geweben (z. B. Muskel, Knochen) zum Bildkontrast bei.

Synonym zur Bezeichnung Magnetresonanztomographie wird auch der Begriff Kernspintomographie verwendet (umgangssprachlich gelegentlich zu Kernspin verkürzt). Die ebenfalls zu findende Abkürzung MRI stammt von der englischen Bezeichnung Magnetic Resonance Imaging.

Inhaltsverzeichnis

Verfahren und Systeme

Zahlreiche spezielle MRT-Verfahren wurden entwickelt, um außer Lage und Form der Organe auch Informationen über ihre Mikrostruktur und Funktion (besonders ihre Durchblutung) darzustellen. Zu diesen speziellen Verfahren gehören zum Beispiel die Magnetresonanzangiographie (MRA), die funktionelle Magnetresonanztomographie (fMRT oder fMRI), die Perfusions-MRT, die Diffusions-MRT und Diffusions-Tensor-Bildgebung (DTI) sowie die MR-Elastographie.

Man unterscheidet MRT-Systeme nach ihrer Bauform zwischen geschlossenen MRT-Systemen mit kurzem oder langem Tunnel und offenen MRT-Systemen (oMRT) mit C-Arm oder seitlich geöffnetem Tunnel. Während geschlossene Tunnelsysteme bedingt durch ihren Aufbau im Vergleich bessere Bilddaten liefern, ermöglichen offene MRT-Systeme den Zugang zum Patienten unter MRT-Kontrolle.

Ein weiteres Unterscheidungskriterium neben der Bauform ist die Art der Magnetfelderzeugung, die bei niedrigen Feldstärken bis ca. 0,5 Tesla durch Permanentmagneten oder konventionelle Elektromagneten erfolgen kann, während bei höheren Feldstärken supraleitende Elektromagnete eingesetzt werden.

Physik

Kurzfassung

Dieser Abschnitt beschreibt das Prinzip der MRT stark vereinfacht und nicht unbedingt vollständig. Für eine präzisere Beschreibung siehe die nächsten Abschnitte.

Präzession um die Senkrechte bei einem Gyroskop

Das Messverfahren beruht auf einer synchronen elektromagnetischen Anregung von Atomkernen und der anschließenden Messung des Signals, das die Kerne erzeugen, während sie wieder in ihren nichtangeregten Grundzustand übergehen.

Einige Teilchen im zu untersuchenden Gewebe besitzen einen Eigendrehimpuls (Spin) und sind dadurch magnetisch. Diese Atomkerne werden durch Anlegen eines starken statischen Magnetfeldes ausgerichtet. Durch ein zusätzliches hochfrequentes Wechselfeld lassen sich die zunächst ausgerichteten Atomkerne aus der Richtung des statischen Feldes auslenken (kippen). Als Folge der Auslenkung beginnen die Kerne, um die ursprüngliche Feldrichtung zu präzedieren, d. h. die Achse der Spins rotiert um die Feldrichtung des statischen Magnetfelds. Diese Präzessionsbewegung wird von allen angeregten Kernspins mit gleicher Frequenz ausgeführt und resultiert in einer rotierenden Magnetisierung, die über den induzierten Strom in einer Spule gemessen werden kann.

Nach Abschalten des hochfrequenten Wechselfeldes nimmt diese Magnetisierung mit einer Abklingzeit ab, die sich für verschiedene Gewebearten charakteristisch unterscheidet und zu verschiedenen Signalstärken (Helligkeiten) im resultierenden Bild führt. Neben der Anregung der Atomkerne und der Messung ihrer Signale ist die Ortskodierung durch ortsabhängige Magnetfelder (Magnetfeldgradienten) entscheidend für die Bildgebung.

Grundlagen

Präzessionsbewegung der Kerndrehachse

Die physikalische Grundlage der Magnetresonanztomographie (MRT) bildet die Kernspinresonanz (engl. nuclear magnetic resonance, Abk. NMR). Hier nutzt man die Tatsache, dass Protonen sowie Neutronen einen Eigendrehimpuls (Spin) besitzen und Atomkerne dadurch ein magnetisches Moment erhalten. Ein Atomkern kann vom Standpunkt der klassischen Physik aus vereinfacht als ein magnetischer Kreisel angesehen werden. (Der Spin kann klassisch jedoch nicht korrekt beschrieben werden).

Wird ein solcher rotierender Kern in ein statisches magnetisches Feld B0 gebracht, so richtet sich dieser nach B0 aus. Durch das Ausrichten beginnt der Kern mit einer Präzessionsbewegung – d. h. die Rotationsachse des Kerns dreht sich um die Richtung des angelegten Magnetfeldes. Die Präzessionsbewegung tritt jedes mal dann auf, wenn der Kern aus seiner Ruhelage gebracht wird. Wird das äußere Feld wieder abgestellt, so fällt der Kern in seine ursprüngliche Lage (thermisches Gleichgewicht) zurück. Wird ein zweites Feld (Transversalfeld) BT angelegt, welches rechtwinklig zum ersten steht, beginnt der Kern wieder zu präzedieren (bis sich ein Gleichgewichtszustand einstellt) – ebenso wenn das Feld wieder abgestellt wird. Um die Kerne dauerhaft zur Präzession anzuregen, ist dieses zweite Feld ein hochfrequentes Wechselfeld (HF-Feld) und rotiert in der xy-Ebene.

Für die Präzessionsbewegung des Kernspins existiert eine Resonanzfrequenz. Bei Atomkernen (aber auch beim Elektron) wird diese Eigenfrequenz Larmorfrequenz genannt. Sie hängt von der Stärke des eingeprägten Magnetfeldes und vom Aufbau des Kerns ab. Die in der medizinischen Anwendung relevanten Wechselfelder liegen im Ultrakurzwellen-Bereich (Wasserstoff bei 1 Tesla 42,58 MHz). Durch die Wahl der Stärke des ersten (statischen) Feldes B0 und die Wahl der Frequenz des Transversalfeldes BT kann sehr genau bestimmt werden, welche Kerne in Resonanz geraten sollen. Durch diesen Resonanzeffekt wird das makroskopische magnetische Moment m des Kerns um 90° in die xy-Ebene gekippt und rotiert präzedierend mit dem Transversalfeld.

Der magnetische Fluss des rotierenden Dipols induziert in der Messspule eine Spannung

Wird das transversale Wechselfeld, welches das magnetische Moment m eines Kerns um 90° gekippt hat, abgeschaltet, so rotiert der Kern weiter in der xy-Ebene. Bringt man nun eine Spule in die Nähe des rotierenden magnetischen Moments, so wird in dieser eine Spannung induziert. Da die Messspulen gewöhnlich normal auf der xy-Ebene stehen, ist die gemessene Spannung proportional zur Quermagnetisierung mT des magnetischen Momentes m. Mit einer Folge von HF-Impulsen des Transversalfeldes in einem Körper, der in einem starken Magnetfeld liegt, kann eine rotierende Quermagnetisierung MT erzeugt werden, welche sich aus den Quermagnetisierungen mT der einzelnen Kerne zusammensetzt. Diese Quermagnetisierung ist vom Ort und vom Gewebetyp abhängig.

Das Ziel der MR-Tomographie ist die Erzeugung von Schichtbildern der Quermagnetisierung MT(x,y).

Spin-Gitter-Relaxation (Längsrelaxation T1)

Durch Einbringen eines Hochfrequenzsignals können Kerne zur Präzession gebracht werden. Wird dieses Signal in der xy-Ebene ausreichend lange eingebracht, präzedieren alle Kerne in der xy-Ebene; die z-Komponente der Magnetisierung nimmt den Wert Null an. Stellt man das Signal ab, so kommt es durch Wechselwirkung mit den umgebenden Atomen (die am „vibrierenden“ Gitter hängen, d. h. die Energie kommt vom Gitter über die Atome zu den Kernen) zu einer Relaxation (Spin-Gitter-Relaxation), d. h. die Magnetisierungsvektoren richten sich wieder entlang des statischen Feldes B0 aus. Diese Ausrichtung erfolgt exponentiell:

M_{z}\left(t\right)=M_{0}\cdot\left(1-ce^{-\frac{t}{T_{1}}}\right),

wobei M0 die Stärke der Magnetisierung in Richtung von B0 im Gleichgewichtszustand ist. Die Konstante c gibt an, in welchem Zustand außerhalb des Gleichgewichts sich das System zu Beginn des Relaxationsprozesses befindet (z. B. c = 1: Sättigung, c = 2: Inversion). Die Zeit bis die z-Komponente ca. 63 % ihres Ausgangswertes wieder erreicht hat, nennt man Spin-Gitter-Relaxationszeit oder auch T1-Zeit.

Die T1-Zeiten in reinen, niedrigviskosen Flüssigkeiten wie z. B. Wasser liegen meist im Bereich von einigen Sekunden. Flüssigkeiten mit höherer Viskosität (z. B. Öle) oder Wasser in strukturierten Systemen wie z. B. Gelen, porösen Materialien oder Gewebe weisen im allgemeinen kürzere T1-Zeiten auf. In hoch geordneten Festkörpern werden hingegen sehr lange Relaxationszeiten gefunden, die eventuell im Bereich von Stunden liegen können. Solche Materialien spielen jedoch wegen der kurzen T2-Zeiten in Festkörpern für die konventionelle Magnetresonanz-Tomographie keine Rolle. Typische Werte für T1 im menschlichen Gewebe liegen zwischen einigen Sekunden für Körperflüssigkeiten wie Blut oder Hirnwasser (Liquor) und ca. 100 ms für Körperfett (beispielsweise beträgt die T1-Zeit von Liquor bei 1,5 Tesla etwa 4 Sekunden, die T1-Zeit der grauen Hirnsubstanz ungefähr 1,2 Sekunden [1]).

  1. W. D. Rooney u. a.: Magnetic field and tissue dependencies of human brain longitudinal 1H2O relaxation in vivo. In: Magn. Reson. Med. 57, 2007, S. 308–318. http://dx.doi.org/10.1002/mrm.21122

Spin-Spin-Relaxation (Querrelaxationzeit T2)

Die Quermagnetisierung eines Spin-Ensembles zerfällt nun, ähnlich wie die Mz-Komponente steigt, durch Wechselwirkung mit benachbarten Atomen. Hier ist es allerdings die sog. Spin-Spin-Wechselwirkung, die für die Dephasierung verantwortlich ist. Der Zerfall lässt sich wieder durch eine Exponentialfunktion darstellen, jedoch mit einer anderen Zeitkonstante T2:

M_{T}\left(t\right)=M_{T}(0)\cdot e^{-\frac{t}{T_{2}}}.

Oft nimmt die Quermagnetisierung in der xy-Ebene viel schneller ab, als durch die Spin-Spin-Wechselwirkung erklärbar ist. Die Ursache liegt darin, dass bei einer MR-Aufnahme über ein Volumenelement gemittelt wird, in dem das äußere Magnetfeld nicht konstant (sondern inhomogen) ist. Nach Wegnahme des HF-Signals verschieben sich die Phasen der Kerne untereinander und die xy-Komponenten der einzelnen Kerne laufen auseinander.

Messsequenz, Ortskodierung, Bildaufbau

Zum besseren Verständnis wird hier das Prinzip der einfachsten, sogenannten Spinecho-Sequenz kurz skizziert, 1950 von Erwin Hahn erfunden (Spin Echo). Eine „Sequenz“ ist in diesem Zusammenhang eine Kombination aus Radioimpulsen und Magnetfeldern bestimmter Frequenz bzw. Stärke, die vielfach in jeder Sekunde in vorgegebener Reihenfolge ein- und ausgeschaltet werden.

Zu Beginn steht der sogenannte Anregungsimpuls. Wird über die Sendeantenne ein Radiowellenimpuls der passenden Frequenz (Larmor-Frequenz) eingestrahlt, dann werden die Spinachsen quer zum äußeren Magnetfeld ausgelenkt. Sie beginnen um die ursprüngliche Achse zu kreisen. Wie bei einem Kreisel, welcher angestoßen wird, nennt man diese Bewegung Präzession. Die präzedierenden Dipole bilden winzige Sender und strahlen die Radioenergie ab, während sie sich wieder aufrichten.

Das Radiosignal kann außerhalb des Körpers gemessen werden. Es zerfällt exponentiell, weil die Protonenspins aus dem Takt geraten und sich gegenseitig überlagern. Die Zeit, nach der 63 % des Signals zerfallen sind, nennt man T2-Relaxationszeit (Spin-Spin-Relaxation). Diese Zeit hängt von der chemischen Bindung des Wasserstoffs ab; sie ist für jede Gewebsart unterschiedlich. Tumorgewebe hat z. B. meist eine längere T2-Zeit als normales Muskelgewebe. Eine T2-gewichtete Messung stellt den Tumor darum heller als seine Umgebung dar.

Durch geeignete Rephasierungs-Impulse kann man bewirken, dass die Spins zum Zeitpunkt der Messung wieder genau in der gleichen Phase sind. Die Signalstärke hängt dann nicht von der T2-Relaxationszeit ab, sondern von der sogenannten T1-Relaxationszeit (Spin-Gitter-Relaxation), die ein Maß für die Geschwindigkeit ist, mit der sich die Quermagnetisierung wieder rückbildet, also die ursprüngliche Längsausrichtung der Spins zum äußeren Magnetfeld wieder einstellt. Die T1-Zeit ist ebenfalls gewebespezifisch, aber deutlich (20×) länger als die T2-Zeit. Die T1-Zeit von Wasser beträgt z. B. 2,5 Sekunden. T1-gewichtete Messsequenzen erlauben wegen des stärkeren Signals eine bessere Ortsauflösung, aber einen geringeren Gewebekontrast als T2-gewichtete Bilder.

Eine klinische MRT-Untersuchung umfasst im allgemeinen stets T1- und T2-gewichtete Bildserien in mindestens zwei räumliche Ebenen.

Um die Signale den einzelnen Volumenelementen (Voxeln) zuordnen zu können, wird mit linear ortsabhängigen Magnetfeldern (Gradientenfeldern) eine Ortskodierung erzeugt. Ein Gradient liegt bei der Anregung an und stellt sicher, dass nur eine einzelne Schicht des Körpers die passende Larmorfrequenz besitzt, also nur die Spins dieser Schicht ausgelenkt werden (Schichtselektionsgradient). Ein zweiter Gradient quer zum ersten wird nach der Anregung kurz eingeschaltet und bewirkt eine kontrollierte Dephasierung der Spins dergestalt, dass in jeder Bildzeile die Präzession der Spins eine andere Phasenlage hat (Phasenkodiergradient). Der dritte Gradient wird während der Messung rechtwinklig zu den beiden anderen geschaltet; er sorgt dafür, dass die Spins jeder Bildspalte eine andere Präzessionsgeschwindigkeit haben, also eine andere Larmorfrequenz senden (Auslesegradient, Frequenzkodiergradient).

Alle drei Gradienten zusammen bewirken also eine Kodierung des Signals in drei Raumebenen. Das empfangene Signal gehört zu einer bestimmten Schicht des Körpers und enthält eine Kombination aus Frequenz- und Phasenkodierung, die der Computer mit einer Fourier-Transformation in ein zweidimensionales Bild umrechnen kann.

Stärke des Magnetfeldes

Die Stärke des Magnetfelds B0 wirkt sich unmittelbar auf die Signalqualität der gemessenen Daten aus, da das Signal-Rausch-Verhältnis ungefähr proportional zur Feldstärke B0 ist. Deshalb gibt es seit den Anfängen der MRT einen Trend zu immer höheren Feldstärken, der den Einsatz tiefgekühlter supraleitender Magnete erfordert. Dadurch steigen die Kosten und der technische Aufwand bei höheren Feldstärken deutlich an. Besonders bei Magneten mit großen Öffnungen für die Untersuchung von Menschen entstehen bei höheren Feldstärken rasch inhomogenere und schwieriger herstellbare Felder.

Ganzkörpersysteme

Niederfeldgeräte mit 0,2–0,5 Tesla sind heute nur noch vereinzelt im Einsatz. Üblicherweise hat das Magnetfeld B0 für diagnostische Zwecke heute eine Stärke von mindestens 1–1,5 Tesla. Seit ungefähr 2006 werden bei Neuanschaffungen zunehmend Hochfeldgeräte mit Feldstärken von 3 Tesla aufgestellt. Werden 3 Tesla überschritten, können die Probanden nur sehr langsam in den Magneten gefahren werden, da es infolge der entstehenden Wirbelströme im Gehirn sonst zu Schwindel und Übelkeit kommen kann.

Noch höhere Feldstärken (Ultrahochfeld-Systeme) werden in der Humanmedizin gegenwärtig nur für Forschungszwecke, aber noch nicht für Routineuntersuchungen eingesetzt. Folgende Institutionen betreiben im deutschsprachigen Raum gegenwärtig MRT-Systeme für Untersuchungen am Menschen mit Feldstärken von 7 Tesla oder mehr:

Ein Ganzkörper-MRT mit einer noch höheren Feldstärke von 11,7 Tesla wird gerade am CEA-Zentrum Neurospin in Saclay (Frankreich) entwickelt.[13]

Kleintier- und Experimentalsysteme

In der physikalischen, chemischen und biomedizinischen Forschung sind Hochfeldgeräte für Proben und Kleintiere mit bis zu 21 Tesla üblich; die Bohrung dieser Geräte ist mit einem Durchmesser von wenigen Zentimetern aber wesentlich kleiner als die der zuvor genannten Systeme. Mit solchen Hochfeldtomographen können u. a. Altersbestimmungen von Objekten durchgeführt werden, welche chemisch oder radiologisch nicht möglich sind. So können z. B. die inneren Strukturen eines komplexen Verbundsystems, wie historisch bedeutsame archäologische Funde zerstörungsfrei untersucht werden.

Bildbeurteilung

Die Signalstärke der Voxel wird in Grauwerten kodiert abgebildet. Da sie von zahlreichen Parametern abhängt (etwa der Magnetfeldstärke), gibt es keine Normwerte für das Signal bestimmter Gewebe und keine definierte Einheit vergleichbar den Hounsfield-Units bei der Computertomographie. Die MR-Konsole zeigt nur arbiträre (willkürliche) Einheiten an, die diagnostisch nicht unmittelbar verwertbar sind. Die Bildinterpretation stützt sich stattdessen auf den Gesamtkontrast, die jeweilige Gewichtung (syn.: Wichtung) der Messsequenz, und die Signalunterschiede zwischen bekannten und unbekannten Geweben. Im Befund wird deshalb bei der Beschreibung einer Läsion nicht von „hell“ oder „dunkel“ gesprochen, sondern von hyperintens für signalreich, hell und von hypointens für signalarm, dunkel.

Je nach Gewichtung kommen die verschiedenen Gewebe in charakteristischer Intensitätverteilung zur Darstellung. In der T1-Gewichtung erscheint Fett hyperintens (signalreich, hell) und damit auch fetthaltige/-reiche Gewebe (z. B. Knochenmark). Diese Gewichtung eignet sich daher gut zur anatomischen Darstellung von Organstrukturen und insbesondere nach Kontrastmittelgabe (Gadolinium) zur besseren Abgrenzbarkeit unbekannter Strukturen (z. B. Tumor). In der T2-Gewichtung erscheinen stationäre Flüssigkeiten hyperintens, so dass flüssigkeitsgefüllte Strukturen (z. B. Liquorräume) signalreich und damit hell erscheinen. Dadurch eignet sich diese Gewichtung zur Darstellung von Ergußbildungen und Ödemen sowie z. B. zur Abgrenzung von Zysten gegenüber soliden Tumoren. Bei Röntgenbildern, insbesondere bei der speziellen Röntgentechnik der Computertomographie (CT), werden im Gegensatz hierzu die Begriffe hyperdens und hypodens zur Beschreibung des relativen Schwärzungsgrads benutzt.

In der Voxel-basierten Morphometrie werden MR-Bilder algorithmisch weiterverarbeitet, um daraus objektive Parameter zu ermitteln und statistisch zu analysieren. Diese Verfahren kommen insbesondere zum Einsatz, um bei der Untersuchung des menschlichen Gehirns die Größe bestimmter Hirnstrukturen zu erfassen.

Eigenschaften

Sagittale MRT-Aufnahme eines menschlichen Kopfes
zerstörungfreie Abbildung einer Kiwi mittels MRT

Vorteile der Magnetresonanztomographie

Der Vorteil der MRT ist die gegenüber anderen bildgebenden Verfahren in der diagnostischen Radiologie oft bessere Darstellbarkeit vieler Organe. Sie resultiert aus der Verschiedenheit der Signalintensität, die von unterschiedlichen Weichteilgeweben ausgeht. Dabei kommt das Verfahren ohne potenziell schädliche ionisierende Strahlung aus. Manche Organe werden erst durch die MRT-Untersuchung darstellbar (z. B. Nerven- und Hirngewebe). Auch kann durch Variation der Untersuchungsparameter eine sehr hohe Detailerkennbarkeit erreicht werden. Diese übertrifft die Darstellbarkeit im Röntgen bzw. bei Computertomographie. Eine weitere Verbesserung ergibt sich durch zwei Aufnahmeserien, ohne und mit Gabe von Kontrastmitteln, so werden z. B. durch eine intensivere Weißfärbung Entzündungsherde oder auch vitales Tumorgewebe besser erkannt.

Neue Entwicklungen machen es möglich, die für einen Scan benötigte Zeitspanne auf wenige Millisekunden zu verkürzen. Dies erlaubt eine sog. MPI-Fluoroskopie, bei der Bewegungen von Organen in Echtzeit dargestellt werden können, und ist besonders nützlich für die interventionelle Radiologie.

Nachteile der MRT

  • Durch die Anschaffung und den Betrieb entstehen hohe Kosten.
  • Die Auflösung ist bei klinischen Standardsystemen durch technische Gegebenheiten auf etwa einen Millimeter begrenzt. Im Forschungsbereich können räumliche Auflösungen von unter 0,02 mm erreicht werden.
  • Metall am oder im Körper kann Nebenwirkungen und Bildstörungen verursachen. Manche Metallfremdkörper (z. B. Eisensplitter im Auge oder Gehirn) können durch Verlagerung oder Erwärmung während der Untersuchung sogar gefährlich sein, so dass eine Kernspin-Untersuchung bei solchen Patienten kontraindiziert sein kann. Moderne Metallimplantate wie Titan und selbst Stahllegierungen sind abhängig von der Zusammensetzung diamagnetisch und stellen damit i. d. R. kein Problem in der MRT dar.
  • Elektrische Geräte können im Magneten beschädigt werden. Träger eines Herzschrittmachers und ähnlicher Geräte durften daher bisher nicht untersucht werden. Neuere Studien zeigen, dass unter bestimmten Voraussetzungen auch Personen, die einen Herzschrittmacher tragen, schadlos untersucht werden können. Dies geschieht zurzeit aber nur in größeren Zentren und noch nicht als Routinediagnostik, da herstellerseitig eine gesetzliche Zulassung bisher nicht umgesetzt wurde.
  • Schnell bewegliche Organe wie das Herz lassen sich mit den meisten üblichen Geräten nur mit eingeschränkter Qualität darstellen oder erfordern eine Bewegungskompensation. Durch die Entwicklung von modernen Multikanalsystemen stellen diese Untersuchungen kein Problem mehr dar und halten mehr und mehr Einzug in die klinische Routinediagnostik.
  • Die Untersuchung ist im Vergleich zu anderen bildgebenden Verfahren zeitaufwendig.
  • Der Kalkgehalt knöcherner Strukturen kann aufgrund der verwendeten Felddichten unter Routinebedingungen nicht quantifiziert werden, da Knochengewebe wenig Wasser und wenig Fett enthält. Andere Knochenerkrankungen (z. B. Entzündungen, Tumore) sind hingegen aufgrund der gesteigerten Durchblutung und des damit verbundenen Wassergehalts oft besser zu erkennen als bei Röntgen- oder CT-Untersuchungen.
  • Sehr selten kann eine allergische Reaktion auf das Kontrastmittel auftreten, wobei die MR-Kontrastmittel in der Regel wesentlich besser vertragen werden als die jodhaltigen Röntgen-Kontrastmittel.
  • Neuerdings werden vereinzelt kontrastmittelinduzierte Nephrogene systemische Fibrosen beobachtet.
  • Durch die starken magnetischen Kräfte kommt es während der Aufnahme zu lauten Klopfgeräuschen.
  • Der hohe Stromverbrauch für die Direktkühlung, die Klimaanlage und die Lüftungsanlage. Dieser liegt im Betrieb bei 40–100 Kilowatt und im Standby bzw. Bereitschaftsbetrieb bei etwa 10 Kilowatt, da einige Komponenten wie z. B. die Kühlung der supraleitenden Spule oder Teile der Steuerelektronik nicht abgeschaltet werden können.
  • Durch den geringen Durchmesser der Röhre, in die der Patient gefahren wird, kann es zu Beklemmungs- und Angstgefühlen kommen. Mittlerweile gibt es jedoch auch Geräte mit einer etwas größeren Gantry (Tunnelöffnung) von 70cm (statt 60cm). Außerdem gibt es spezielle offene Geräte, die zwar eine etwas schlechtere Feldhomogenität aufweisen, dafür aber auch dem Arzt Zugriff beispielsweise für MRT-geführte Biopsien gewähren.

Artefakte

Im Vergleich zur Computertomographie treten Artefakte häufiger auf und stören die Bildqualität meist mehr.

  • Bewegungs- und Flussartefakte
  • Rückfaltungsartefakte (Objekt liegt außerhalb des FOV („Field of View“) jedoch noch innerhalb der Empfangsspule)
  • Chemical-Shift-Artefakte (unterschiedliche Präzessionsfrequenz der Fett- und Wasserprotonen)
  • Auslöschungs- und Verzerrungsartefakte (lokale Magnetfeldinhomogenitäten) sog. Suszeptilitätsartefakte (werden auch ausgenutzt um z. B. Blutungen im Gehirn zu diagnostizieren)
  • Kantenartefakte (im Bereich von Gewebeübergängen mit stark unterschiedlichem Signal)
  • Linienartefakte (Hochfrequenzlecks)
  • Artefakte durch externe Störquellen im Raum, wie z. B. Perfusoren und Narkosegeräte älterer Bauart (obwohl sie weit vom Magneten entfernt sind). Sie stellen sich als Streifen in Phasenkodierrichtung dar
  • Artefakte infolge von Funkübertragungsgeräten, z. B. 433MHz-Sender des ISM-Bandes und Bluetooth-Geräte.

Kontraindikationen

  • Herzschrittmacher. Herzschrittmacher und ICD-Systeme können durch die Untersuchung beschädigt werden. Die magnetischen Wechselfelder können den Schrittmacher und die implantierten Elektroden erwärmen, bewegen oder in seiner Funktion stören, und es kann zu Reizschwellenanstiegen kommen. In einzelnen Zentren werden mittlerweile unter besonderen Vorsichtsmaßnahmen auch Schrittmacherpatienten untersucht (off-label-use); schrittmacherabhängige Patienten sind davon i. d. R. ausgenommen.
  • Metallsplitter oder Gefäßclips aus ferromagnetischem Material in ungünstiger Lage (z. B. im Auge, Gehirn)
  • temporärer Cava-Filter
  • erstes Trimenon (= 1.–13. Woche) der Schwangerschaft (relative Kontraindikation)
  • Cochleaimplantat
  • implantierte Insulinpumpen (externe Pumpen müssen zur Untersuchung abgelegt werden)
  • große oder schleifenförmig angeordnete Tätowierung im Untersuchungsgebiet (metallhaltige Farbpigmente können sich erwärmen bzw. Hautverbrennung bis II. Grades hervorrufen [14])
  • Klaustrophobie (= „Raumangst“) (relative Kontraindikation, Untersuchung in Sedierung oder Narkose möglich)
  • größere, nicht abnehmbare Piercings aus magnetischen Materialien

Liste von Abkürzungen gebräuchlicher MR-Sequenzen

Abkürzung Erklärung Synonym
CE-FAST: Contrast Enhanced Fast Acquisition in the Steady State GE mit SE-Anteil durch Ausnutzung der Gleichgewichtsmagnetisierung PSIF, CE-GRASS
CISS: Constructive Interference in Steady State Zwei GE-Sequenzen, deren Einzelsignale konstruktiv addiert werden
CORE: Clinically Optimized Regional Exams
CSFSE: Contiguous Slice Fast-acquisition Spin Echo
DANTE: Delays Alternating with Nutations for tailored excitation Serie von Pulsen
DE-FLASH: Doppelecho – Fast Low Angle Shot
DEFAISE: Dual Echo Fast Acquisition Interleaved Spin Echo
DEFGR: Driven Equilibrium Fast Grass
DESS: Double Echo Steady State Doppel-GE-Sequenz, bei der die Signale zu einem addiert werden
EPI: Echo Planar Imaging Multiple GE nach einer Anregung; oft alle Rohdaten in einem Pulszug
EPSI: Echo Planar Spectroscopic Imaging
FADE: Fast Acquisition Double Echo
FAISE: Fast Acquisition Interleaved Spin Echo
FAST: Fast Acquired Steady state Technique GE mit Ausnutzung der Gleichgewichtsmagnetisierung FISP
FEER: Field Echo with Even echo Rephasing
FFE: Fast Field Echo GE mit Kleinwinkelanregung FISP
FISP: Fast Imaging with Steady state Precession GE mit Ausnutzung der Gleichgewichtsmagnetisierung
FLAIR: Fluid Attenuated Inversion Recovery SE mit vorgeschaltetem 180°-Puls, lange Inversionszeit zur Unterdrückung des Flüssigkeitssignals
FLAME: Fast Low Angle Multi-Echo
FLARE: Fast Low Angle with Relaxation Enhancement
FLASH: Fast Low Angle Shot GE mit Kleinwinkelanregung, üblicherweise mit HF-Spoiling T1-FFE, Spoiled GRASS, SPGR
GRASS: Gradient Refocused Acquisition in the Steady State GE mit Ausnutzung der Gleichgewichtsmagnetisierung FISP, FAST
GRE: Gradienten-Echo GE
HASTE: Half fourier-Acquired Single shot Turbo spin Echo Turbo-SE mit Half-Fourier-Akquisition, alle Rohdaten in einem Pulszug
IR: Inversion Recovery SE o.a. mit vorgeschaltetem 180°-Puls
IRABS: Inversion Recovery Fast Grass
LOTA: Long Term Averaging
MAST: Motion Artifact Suppression Technique
MPGR: slice-MultiPlexed Gradient Refocused acquisition with steady state
MP-RAGE: Magnetization Prepared Rapid Gradient Echo 3D-Variante von Turbo-FLASH
MSE: Modified Spin Echo
PCMHP: Phasenkontrast-Multi-Herzphasen
PSIF: Precision Study with Imaging Fast (umgedrehtes FISP) GE mit SE-Anteil durch Ausnutzung der Gleichgewichtsmagnetisierung CE-FAST, CE-GRASS
RARE: Rapide Acquisition with Relaxation Enhancement SE mit mehreren 180°-Pulsen, pro Echo eine Rohdatenzeile TSE, FSE
RASE: Rapid Acquisition Spin Echo
RASEE: Rapid Acquisition Spin Echo Enhanced
SE: Spin-Echo 90°–180°-Pulsfolge
SENSE: Sensitivity-Encoded
SMASH: Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics
SPGR: Spoiled Gradient Recalled Acquisition in the Steady State Gradienten-Echo mit Spoilern FLASH
STE: Stimulated Echo
STEAM: Stimulated Echo Acquisition Mode Pulsfolge mit drei 90°-Pulsen
SPIR: Spectral Presaturation with Inversion Recovery
SR: Saturation Recovery Sequence SE o.a. mit vorgeschaltetem 90°-Puls
SSFP: Steady State Free Precession
STIR: Short-Tau Inversion Recovery
TFL: Turbo Flash
TGSE: Turbo Gradient Spin Echo Turbo-SE-Sequenz, bei der die SE von GE umgeben sind GRASE
TIRM: Turbo-Inversion Recovery-Magnitude Turbo-SE mit vorgeschaltetem 180°-Puls, Darstellung des Absolutsignals
TRUE-FISP: True Fast Imaging With Steady Precession GE mit Ausnutzung der Gleichgewichtsmagnetisierung, alle Gradienten sym. SSFP
TRUFI: True Fast Imaging With Steady Precession
Turbo-FLASH: Turbo Fast Low Angle Shot FLASH mit vorgeschaltetem 180°-Puls (IR) oder 90°-Puls (SR)
TSE: Turbo-Spin-Echo SE mit mehreren 180°-Pulsen, pro Echo eine Rohdatenzeile FSE, RARE
UTSE: Ultra-fast Turbo Spin-Echo
VIBE: Volume Interpolated Breathhold Examination

Untersuchungsdauer bei einer Magnetresonanztomographie

Die Dauer einer MRT-Untersuchung hängt vom untersuchten Körperabschnitt, von der klinischen Fragestellung und vom verwendeten Gerät ab. Die häufig durchgeführte Untersuchung des Kopfes dauert typischerweise 10–30 Minuten, eine Lendenwirbelsäulen-Untersuchung in der Regel etwa 20 Minuten. Je höher die gewünschte Detailauflösung, desto länger ist die zu veranschlagende Untersuchungszeit. Häufig werden zwei Aufnahmeserien erstellt, zuerst eine ohne Kontrastmittel und danach mit Kontrastmittel.

Die Untersuchungszeit muss bei der Auswahl des Diagnoseverfahrens mit berücksichtigt werden. Die Fähigkeit eines Patienten, während der erforderlichen Zeit still zu liegen, kann individuell und krankheitsabhängig eingeschränkt sein. Zur MRT-Untersuchung von Säuglingen und Kleinkindern ist gewöhnlich eine Narkose erforderlich.

Neuere Entwicklungen versprechen die Untersuchungszeit durch die parallele Aufnahme des MR-Signals mit zahlreichen Empfangsspulen deutlich zu verkürzen, so dass im Extremfall Aufnahmezeiten von unter einer Sekunde möglich sind.

Ortskodierung

Zur Ortskodierung der Bildinformation werden dem Hauptmagnetfeld zusätzliche Gradientenfelder (in x-, y- und z-Richtung) überlagert. Gradientenfeld heißt, dass beispielsweise

  • das Magnetfeld in der Kopfgegend deutlich schwächer ist als in der Bauchgegend oder umgekehrt.
  • das Magnetfeld am linken Ohr stärker ist als am rechten Ohr.
  • das Magnetfeld am Hinterkopf stärker ist als an der Stirn.

Über die dabei verwendeten Gradientenspulen, die diese Änderungen erzeugen, werden innerhalb von Millisekunden starke Magnetfelder auf- und abgebaut. Die entstehenden elektromagnetischen Kräfte zerren dabei so stark an den Spulenverankerungen, dass laute klopfende bzw. hämmernde Geräusche auftreten, die je nach gefahrener Sequenz unterschiedlich sind. Das Gerät arbeitet dabei fast wie ein Lautsprecher: Ein starker Magnet ist von durchflossenen Spulen umgeben. Den Patienten wird deshalb bei der Untersuchung meistens ein Gehörschutz oder ein Kopfhörer mit Musik aufgesetzt. Der Gehörschutz muss dabei vollkommen metallfrei sein. Bei einigen Untersuchungen, vor allem im Kopfbereich, ist der Gehörschutz zur Vermeidung eines Gehörschadens in Form eines Knalltraumas zwingend erforderlich. Die Geräusche werden von den meisten Patienten jedoch sehr gut toleriert, da sie von einem Gehörschutz ausreichend reduziert werden. Einige Patienten schlafen während länger dauernden Untersuchungen entspannt ein. Dies trifft auch auf Patienten zu, die vor der Untersuchung Angst vor lauten Geräuschen angeben.

Kosten für ein Magnetresonanztomogramm (Deutschland)

Die Preise für MRT richten sich in Deutschland nach der Gebührenordnung für Ärzte und liegen zwischen 140 und 1200 Euro je nach Organ und Aufwand der Untersuchung.[15] Die Gesetzliche Krankenversicherung vergütet für ihre Versicherten nach dem Einheitlichen Bewertungsmaßstab, der deutlich niedrigere Preise (90–125 Euro) festlegt. Spezielle Verfahren (Herz-MRT, Ganzkörperuntersuchungen, Gefäßdarstellungen, Mamma-MRT) werden von den gesetzlichen Versicherungen nur zum Teil oder gar nicht bezahlt. Die Erstellungskosten liegen nach Angaben von Radiologen teilweise so hoch, dass die Geräte nur mit Mischkalkulationen und zusätzlichen Privatleistungsangeboten betrieben werden können.

Bildgalerie

Hersteller von MRT-Anlagen

Datenformat

Für die Speicherung der Ergebnisse medizinischer bildgebender Verfahren hat sich der DICOM-Standard weitgehend durchgesetzt. So ist es unter Umständen möglich, dass der Patient nach seiner Untersuchung eine CD-ROM mit seinen eigenen Schnittbildern mit nach Hause nehmen kann. Häufig werden diese Bilder nicht in ein gebräuchlicheres Grafikformat umgewandelt, so dass der Patient ein gesondertes Anzeigeprogram benötigt, um die Bilder zu betrachten.

Historische Entwicklung

Die MRT wurde als bildgebende NMR ab 1973 vor allem von Paul C. Lauterbur mit wesentlichen Beiträgen von Sir Peter Mansfield entwickelt. Sie erhielten dafür 2003 gemeinsam den Nobelpreis für Physiologie oder Medizin.

Paul Lauterbur (USA) hatte zwei grundlegende Ideen, die eine Bildgebung auf der Grundlage der NMR erst möglich machte. Erstens gelang es ihm mit der Einführung von magnetischen Gradientenfeldern in das konventionelle NMR-Experiment, eine räumliche Zuordnung der NMR-Signale einer Probe zu erreichen. Und zweitens schlug er ein Verfahren vor, bei dem durch Rotation des ortskodierenden Magnetfeldgradienten in aufeinanderfolgenden Experimenten unterschiedliche Ortskodierungen (Projektionen) des Untersuchungsobjektes erzielt wurden, aus denen anschließend mit Hilfe der gefilterten Rückprojektion (engl., filtered backprojection) ein Abbild des Untersuchungsobjektes errechnet werden konnte. Sein 1973 publiziertes Ergebnis zeigt eine zweidimensionale Abbildung von zwei mit normalem Wasser gefüllten Röhrchen in einer Umgebung aus „schwerem“ Wasser.

Für eine praktische Nutzung dieser Entdeckung waren wesentliche Beiträge von Sir Peter Mansfield (Großbritannien) mitentscheidend. Er entwickelte ab 1974 mathematische Verfahren, um die Signale schnell in Bildinformationen zu wandeln sowie Techniken zur schichtselektiven Anregung. Weiterhin führte er 1977 die Verwendung extrem schneller Gradienten für eine Hochgeschwindigkeitsmessung ein (EPI = Echo Planar Imaging). Dadurch wurde eine Bildgewinnung in deutlich unter einer Sekunde möglich („Schnappschuss-Technik“), die jedoch bis heute mit Abstrichen in der Bildqualität erkauft werden muss. Mansfield ist auch die Einführung magnetisch abgeschirmter Gradienten-Spulen zu verdanken. In seinen letzten aktiven Jahren suchte er nach Lösungen, um die erhebliche Lärmbelastung für die Patienten durch die extrem schnelle Gradientenumschaltung zu reduzieren.

Weitere für die breite klinische Nutzung der MRT wichtige Beiträge stammen aus deutschen Forschungslaboren. In Freiburg entwickelten Jürgen Hennig und Mitarbeiter zu Anfang der 1980er Jahre eine Variante der Spin-Echo MRT, die heute unter der Abkürzung FSE als Fast Spin Echo-Sequenz bekannt ist und wegen ihrer pathologischen Sensitivität und messtechnischen Effizienz allgemein Verwendung findet. 1985 gelang Jens Frahm und Axel Haase in Göttingen mit der Erfindung des Schnellbild-Verfahrens FLASH (fast low angle shot) ein grundsätzlicher Durchbruch in der MRT. Die FLASH-Technik reduzierte die damaligen Messzeiten um bis zu zwei Größenordnungen (Faktor 100) ohne substantielle Verluste an Bildqualität. Das Verfahren ermöglicht zudem ununterbrochene, sequentielle Messungen im dynamischen Gleichgewicht sowie völlig neue klinische Untersuchungen wie beispielsweise Aufnahmen aus dem Bauchraum bei angehaltenem Atem, dynamische Aufnahmen von mit dem EKG synchronisierten Herzfilmen, dreidimensionale Aufnahmen komplexer anatomischer Strukturen, Gefäßdarstellungen mit der MR-Angiographie und heute auch funktionelle Kartierungen des Kortex mit besonders hoher Auflösung. Damit war ab Mitte der 1980er Jahre der Weg frei für eine breite Anwendung der MRT in der medizinischen Diagnostik.

Umstritten ist der Beitrag von Raymond Damadian (USA), der 1974 ein US-Patent zur Anwendung der NMR für die Krebsdiagnostik angemeldet hatte. Das Patent beschrieb zwar keine Methode zur Bildgebung, sondern nur eine Punktmessung, dennoch erstritt Damadian mit einem anderen Patent (Mehrschicht-Mehrwinkel-Messungen, z. B. für MRT-Untersuchungen der Wirbelsäule) über 100 Millionen US-Dollar von den verschiedenen MRT-Herstellern. Sein ursprünglicher NMR-Scanner, der keine Bilder erzeugte, wurde klinisch nie eingesetzt und auch seine damit angeblich gefundene Krebsnachweismethode ist nicht frei von Zweifeln. Sie beruht auf Differenzen in den NMR-Relaxationszeiten von gesundem Gewebe und Tumor-Gewebe. Diese von Damadian bereits 1971 publizierte Beobachtung wurde zwar grundsätzlich bestätigt, musste allerdings später dahin gehend relativiert werden, dass die Unterschiede nicht durchgehend zutreffen. Variante Relaxationszeiten des Gewebes sind weder notwendig noch hinreichend für das Vorhandensein von Tumorgewebe beim Probanden. Damadian wurde an der Vergabe des Nobelpreises für die bildgebende NMR (MRT, engl. MRI) nicht beteiligt, wogegen er öffentlich heftig protestierte.

Literatur

  • Olaf Dössel: Bildgebende Verfahren in der Medizin. Von der Technik zur medizinischen Anwendung. 1. Auflage. Springer, Berlin Heidelberg 2000, ISBN 3-540-66014-3
  • Heinz Morneburg (Hrsg.): Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik. 3. Auflage. Publicis MCD Verlag, 1995 ISBN 3-89578-002-2
  • Donald W. McRobbie, Elizabeth A. Moore, Martin J. Graves: MRI from Picture to Proton Cambridge University Press, 2002, ISBN 0-521-52319-2 (englisch)
  • Fritz Schick: MRT-Sequenzen, Zeitschrift Der Radiologe, Springer Wissenschaftsverlag Heidelberg, September 2006
  • Maximilian Reiser, Wolfhard Semmler (Hrsg.): Magnetresonanztomographie. 2. Auflage. Springer, Berlin, Heidelberg, New York 1997, ISBN 3-540-61934-8
  • Wolfgang R. Nitz, Val M. Runge, Stuart H. Schmeets, William H. Faulkner, Nilesh K. Desai: Praxiskurs MRT, Thieme Verlag, 2007, ISBN 978-3-13-139721-8

Weblinks

Einzelnachweise

  1. Siemens-Broschüre zum 7-T-System in Magdeburg
  2. Erwin L. Hahn Institute for Magnetic Resonance Imaging
  3. Institute for Biomedical Engineering (IBT) an der ETH Zürich
  4. Presseinformation von Philips zum 7-Tesla-MRT in Zürich
  5. Magnetresonanzzentrum am MPI für biologische Kybernetik in Tübingen
  6. Hochfeld-MRT an der Universität Wien
  7. Mitteilung des MPI in Leipzig zum 7-Telsa-Ganzkörper-MRT
  8. Ultrahochfeld-MRT-Arbeitsgruppe am DKFZ in Heidelberg
  9. Pressemitteilung des DKFZ in Heidelberg zum 7-Tesla-Ganzkörper-MRT
  10. Pressemitteilung des MDC in Berlin zum 7-Tesla-Ganzkörper-MRT
  11. Hochfeld-MRT am MDC in Berlin
  12. 9,4-Tesla-MR-PET am Forschungszentrum Jülich
  13. http://neurospin.org
  14. William A. Wagle and Martin Smith, Tattoo-Induced Skin Burn During MR Imaging, AJR 2000; 174:1795
  15. Gebührenordnung für Ärzte, Punkt O III: Magnetresonanztomographie

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  • Kernspintomografie — Kẹrn|spin|to|mo|gra|fie 〈f.; Gen.: ; Pl.: unz.; Med.〉 = Kernspintomographie …   Lexikalische Deutsches Wörterbuch

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  • Kernspintomografie — D✓Kẹrn|spin|to|mo|gra|fie, Kẹrn|spin|to|mo|gra|phie (Medizin) …   Die deutsche Rechtschreibung

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  • Hirnhauttumor — Klassifikation nach ICD 10 D32 Gutartige Neubildung der Meningen D32.0 Hirnhäute D32.1 Rückenmarkhäute …   Deutsch Wikipedia

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