Magnetresonanztomographie

Magnetresonanztomographie (MR, MRT; Tomographie von griech. τόμος „Schnitt, abgeschnittenes Stück“ und γράφειν „ritzen, malen, schreiben“) ist ein bildgebendes Verfahren zur Darstellung von Strukturen im Inneren des Körpers. Mit einer MRT kann man Schnittbilder des menschlichen (oder tierischen) Körpers erzeugen, die oft eine hervorragende Beurteilung der Organe und vieler Organveränderungen erlauben. Die Magnetresonanztomographie nutzt magnetische Felder, keine Röntgenstrahlen.

Ein synonymer Begriff ist Kernspintomographie, unter Medizinern zuweilen abkürzend Kernspin genannt. Dieser wird jedoch aufgrund der bei Laien häufigen falschen Assoziation, dass Kern- bzw. Atomkraft involviert sei, heutzutage in Fachkreisen seltener verwendet. Die gelegentlich verwendete Abkürzung MRI stammt von dem englischen Fachbegriff Magnetic Resonance Imaging.

Weiterentwicklungen des Verfahrens sind die funktionelle Magnetresonanztomographie (fMRT bzw. fMRI) und die Diffusions-Tensor-Bildgebung (DTI oder DT-MRI).

Physik

Die physikalische Grundlage der Magnetresonanztomographie (MRT) bildet die Kernspinresonanz (engl. nuclear magnetic resonance, NMR). Hier nutzt man die Tatsache, dass Protonen 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. (In der Quantenphysik stellt sich diese Erklärung etwas anders dar, kommt aber in den für die Sache wichtigen Punkten zu gleichen bzw. sehr ähnlichen Ergebnissen.)

Wird ein solcher rotierender Kern in ein statisches magnetisches Feld $B_{0}$ gebracht, so richtet sich dieser nach $B_{0}$ 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 jedesmal dann auf, wenn der Kern aus seiner Ruhelage gebracht wird. Wird das äußere Feld wieder abgestellt, so fällt der Kern in seine ursprünglich Lage (thermisches Gleichgewicht) zurück. Wird ein zweites Feld (Transversalfeld) $B_{T}$ angelegt, welches senkrecht 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. Das Magnetfeld $B_{0}$ hat üblicherweise eine Stärke von 0,2 - 3,0 Tesla, in experimentellen Geräten bis 9,4 Tesla.

Für die Präzessionsbewegung existiert eine Resonanzfrequenz. Bei Atomkernen wird diese Eigenfrequenz Larmorfrequenz genannt. Diese ist abhängig von der Stärke des eingeprägten Magnetfeldes und vom Aufbau des Kerns. Durch die Wahl der Stärke des ersten (statischen) Feldes $B_{0}$ und die Wahl der Frequenz des Transversalfeldes $B_{T}$ kann sehr genau bestimmt werden, welche Kerne in Resonanz geraten sollen. Durch diesen Resonanzeffekt wird das magnetische Moment $m$ des Kerns um 90° in die xy-Ebene gekippt und rotiert präzedierend mit dem Transversalfeld.

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 $m_{T}$ 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 $M_{T}$ erzeugt werden, welche sich aus den Quermagnetisierungen $m_{T}$ 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 $M_{T}(x,y)$ .

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 $B_{0}$ aus. Diese Ausrichtung erfolgt exponentiell:

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

wobei $M_{0}$ die Stärke der Magnetisierung in Richtung von $B_{0}$ 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. 64% ihres Ausgangswertes wieder erreicht hat, nennt man Spin-Gitter-Relaxationszeit oder auch $T_{1}$ -Zeit.

Flüssigkeiten haben meist kürzere $T_{1}$ - und längere $T_{2}$ -Zeiten als Festkörper.

Spin-Spin-Relaxation (Querrelaxationzeit T2)

Die Quermagnetisierung eines Spin-Ensembles zerfällt nun ähnlich wie die $M_{z}$ -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 $T_{2}$ :

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

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. 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 präzidierenden 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. 2500 Millisekunden. T1-gewichtete Messsequenzen erlauben wegen des stärkeren Signals eine bessere Ortsauflösung, aber einen geringeren Gewebekontrast als T2-gewichtete Bilder.

Eine Kernspintomographie umfasst stets T1- und T2-gewichtete Bildserien und darüberhinaus mindestens zwei räumliche Ebenen.

Um die Signale den einzelnen Volumenelementen (Voxeln) zuordnen zu können, wird mit abgestuften 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 senkrecht 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 auflösen kann.

Bildbeurteilung

Die Signalstärke der Voxel wird in Grauwerte 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 verwertbar sind. Die Bildinterpretation stützt sich stattdessen auf den Gesamtkontrast, die jeweilige Gewichtung 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. Bei Röntgenbildern werden auch die Begriffe hyperdens und hypodens zur Beschreibung des relativen Schwärzungsgrads benutzt. Beispielsweise ist ein Tumor in T2-gewichteten Bildern meistens hypointens gegenüber Fettgewebe und hyperintens gegenüber Muskulatur.

Eigenschaften

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).

Nachteile der Magnetresonanztomographie

Der Hauptnachteil der MRT sind die hohen Anschaffungs- und Betriebskosten.
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 dabei sogar, durch Verlagerung oder Erwärmung während der Untersuchung, gefährlich sein, so dass eine Kernspinuntersuchung bei solchen Patienten unmöglich sein kann. Moderne Metallimplantate stellen jedoch i. d. Regel kein Problem dar.
Elektrische Geräte können im Magneten beschädigt werden. Träger eines Herzschrittmachers und ähnlicher Geräte durften daher bisher nicht untersucht werden. Neuere Studien zeigen, dass bei entsprechenden Vorsichtsmaßnahmen auch Personen, die einen Herzschrittmacher tragen, schadlos untersucht werden können. Dies geschieht zur Zeit aber nur in größeren Zentren.
Schnell bewegliche Organe wie das Herz lassen sich 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 zeitaufwändig.
Der Kalkgehalt knöcherner Strukturen kann oft nicht so gut beurteilt werden wie im Röntgenbild, was u. a. die Beurteilung der Stabilität von Knochenbrüchen erschweren kann. Andere Knochenerkrankungen (z. B. Entzündungen, Tumore) sind hingegen oft besser zu erkennen als bei Röntgen- oder CT-Untersuchungen.
Mögliche, eher selten auftretende, Unverträglichkeit des Kontrastmittels, wobei die MR-Kontrastmittel in der Regel wesentlich besser vertragen werden, als die jodhaltigen Röntgen-Kontrastmittel.
Das Gerät ist sehr laut.

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 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) -> stellen sich als Streifen in Phasenkodierrichtung dar

Kontraindikationen

Herzschrittmacher (nur in einzelnen Zentren werden Schrittmacherpatienten mittlerweile untersucht, gewöhnlich werden Schrittmacher-Patienten nicht untersucht, da der Herzschrittmacher beim Anlegen eines äußeren Magnetfeldes seinen Betriebsmodus umschaltet, was in seltenen Fällen zum Kammerflimmern führen kann.)
intrakranielle Gefäßclips aus ferromagnetischem Material
röntgendichte Metallsplitter in ungünstiger Lage (z.B. im Auge, Gehirn)
temporärer Cava-Filter
erstes Trimenon 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 (William A. Wagle and Martin Smith, Tattoo-Induced Skin Burn During MR Imaging, AJR 2000; 174:1795))
Klaustrophobie (= "Raumangst") (relative Kontraindikation, Untersuchung in Sedierung oder Narkose möglich)

Liste von Abkürzungen gebräuchlicher MR-Sequenzen

CE-Fast: Contrast Enhanced Fast Acquisition in the Steady State
CISS: Constructive Interference in Steady State
CORE: Clinically Optimized Regional Exams
CSFSE: Contiguous Slice Fast-acquisition Spin Echo
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
EPI: Echo Planar Imaging
FADE: Fast Acquisition Double Echo
FAISE: Fast Acquisition Interleaved Spin Echo
FAST: Fourier Acquired Steady state
FEER: Field Echo with Even echo Rephasing
FFE: Fast Field Echo
FISP: Fast Imaging with Steady state Precession
FLAIR: Fluid Attenuated Inversion Recovery
FLAME: Fast Low Angle Multi-Echo
FLARE: Fast Low Angle with Relaxation Enhancement
FLASH: Fast Low Angled Shot
FSE: Fast-Spin-Echo
GE: Gradienten-Echo
GRASS: Gradient Refocused Acquisition in the Steady State
GRE: Gradient Echo
HASTE: Half fourier-Acquired Single shot Turbo spin Echo
IR: Inversion Recovery
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
MSE: Modified Spin Echo
PCMHP: Phasenkontrast-Multi-Herzphasen
PSIF: Precision Study with Imaging Fast
RARE: Rapide Acquisition with Relaxation Enhancement
RASE: Rapid Acquisition Spin Echo
RASEE: Rapid Acquisition Spin Echo Enhanced
SE: Spin-Echo
SENSE: Sensitivity-Encoded
SMASH: Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics
SPGR: Spoiled Gradient Recalled Acquisition in the Steady State
STE: Stimulated Echo
STEAM: Stimulated Echo Acquisition Method
SPIR: Spectral Presaturation with Inversion Recovery
SR: Saturation Recovery Sequence
SSFP: Steady State Free Precession
STIR: Short-Tau Inversion Recovery
TFL: Turbo Flash
TGSE: Turbo Gradient Spin Echo
TIRM: Turbo-Inversion Recovery-Magnitude
TRUE-FISP: True Fast Imaging With Steady Precession
TRUFI: True Fast Imaging With Steady Precession
TSE: Turbo-Spin-Echo
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. Je höher die gewünschte Detailauflösung, desto länger ist die zu veranschlagende Untersuchungszeit.

Dieser Faktor 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.

Klopfgeräusche

Zur Ortskodierung der Bildinformation werden dem Hauptmagnetfeld zusätzliche Gradientenfelder (in x-, y- und z-Richtung) überlagert. Über die dabei verwendeten Gradientenspulen 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 dauerenden 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 700 Euro je nach Organ und Aufwand der Untersuchung. Die Gesetzliche Krankenversicherung vergütet für ihre Versicherten nach dem Einheitlichen Bewertungsmaßstab, der deutlich niedrigere Preise (90 - 125 Euro) festlegt. Die Erstellungskosten liegen nach Angaben vieler Radiologen höher, sodaß die Geräte nur mit Mischkalkulationen und zusätzlichen Privatleistungsangeboten betrieben werden können.

Bildgalerie

Einzelbild einer Magnetresonanz- tomographie eines menschlichen Gehirns
; Animierte Version mehrerer transversaler Schnittebenen
Schnitt durch den Kopf eines Menschen, Die Nase befindet sich links; Animierte Version mehrerer sagittaler Schnittebenen

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. Die Wahrscheinlichkeit ist hoch, dass diese Daten in einem DICOM-Datenformat gespeichert sind.

Historische Entwicklung

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Entwicklung der bildbearbeitenden Verfahren in der Medizin

Die MRT wurde als bildgebende NMR in den 1970er Jahren vor allem von Paul C. Lauterbur und von Peter Mansfield entwickelt. Sie erhielten dafür 2003 den Nobelpreis für Physiologie und Medizin.

Paul Lauterbur (USA) hatte die grundlegende Idee, durch die Einführung von magnetischen Gradientenfeldern ein Abbild der Untersuchungsprobe zu ermöglichen. Sein 1973 publiziertes Experiment zeigt eine zweidimensionale Abbildung des Querschnitts zweier mit normalen Wasser gefüllter Röhrchen in einer Umgebung von „schwerem“ Wasser.

Für eine praktische Nutzung dieser Entdeckung waren die Beiträge von Sir Peter Mansfield (Großbritannien) entscheidend. Er entwickelte ab 1974 mathematische Verfahren, um die Signale schnell in Bildinformationen zu wandeln. Weiterhin führte er 1977 die Verwendung extrem schneller Gradienten ein (EPI, Echo Planar Imaging und später EVI, Echo Volume Imaging), wodurch eine Bildgewinnung in sehr kurzer Zeit möglich ist („Schnappschuss-Technik“). Ihm ist auch die Einführung magnetisch abgeschirmter Gradienten-Spulen zu verdanken. Damit war ab 1981 der Weg frei für eine breite Anwendung in der medizinischen Diagnostik. Seit 1998 sucht Mansfield nach Lösungen, die erhebliche Lärmbelastung für den Patienten durch die extrem schnelle Gradientenumschaltung zu reduzieren.

Umstritten ist der Beitrag von Raymond V. Damadian (USA), der 1974 ein US-Patent zur Anwendung der NMR als Mittel der Krebsdiagnostik angemeldet hat. Obwohl dort keine Methode zur Bildgebung beschrieben wird, erstritt Damadian einige Millionen US-Dollar von MRT-Produzenten. Damadian beschreibt ein Konzept zum Ganzkörper-NMR-Scanning. Sein NMR-Scanner, der keine Bilder erzeugt, wurde allerdings nie klinisch eingesetzt, und seine Krebsnachweismethode ist sehr zweifelhaft. Sie beruht auf Differenzen in den NMR-Relaxationszeiten von gesunden und Tumor-Gewebe. Diese von Damadian bereits 1971 publizierte Beobachtung musste allerdings später relativiert werden, da diese Differenzen nicht durchgehend zutreffen. Damadian wurde an dem Nobelpreis für bildgebende NMR (MRI, MRT) nicht beteiligt, worauf 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, August 2006

Siehe auch

Weblinks

Videos

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