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 einen Vergleich und eine Orientierung an anatomischen Schnitten derselben Region zulassen und oft eine hervorragende Beurteilung der Organe und vieler Organveränderungen erlauben. Die Magnetresonanztomographie nutzt magnetische Felder und hochfrequente elektromagnetische Wellen, keine Röntgenstrahlen. Grundlage für den Bildkontrast ist die unterschiedliche Empfänglichkeit (Suszeptibilität) der untersuchten Gewebe für die angewandten physikalischen Größen.

Ein synonymer Begriff ist Kernspintomographie, unter Medizinern zuweilen abkürzend Kernspin genannt. Dieser wird jedoch aufgrund der bei Laien häufigen falschen Assoziation mit Kern- bzw. Atomkraft 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 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 $B_{0}$ 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 ursprüngliche Lage (thermisches Gleichgewicht) zurück. Wird ein zweites Feld (Transversalfeld) $B_{T}$ 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. Die Niederfeldgeräte mit 0.2 - 0.5 Tesla sind heute nur noch vereinzelt im Einsatz. Das Magnetfeld $B_{0}$ hat für diagnostische Zwecke üblicherweise eine Stärke von 1 – 1,5 Tesla. Seit 2006 werden bei Neuanschaffungen zunehmend Maschinen mit 3,0 Tesla aufgestellt. Die Universität Magdeburg besitzt seit 2005 ein kommerzielles 7-Tesla-Gerät (Philips Achieva) ausschließlich für experimentelle Kopfuntersuchungen. Im Forschungszentrum Jülich soll bis 2008 eine Anlage mit 9,4 Tesla errichtet werden. In der physikalischen Forschung sind Hochfeldgeräte bis zu 20 Tesla üblich.

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. Für Wasserstoff beträgt sie bei 1 Tesla 42,58 MHz, die in der medizinischen Anwendung relevanten Wechselfelder liegen also im Kurzwellen-Bereich. 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 makroskopische 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 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 Kernspintomographie umfasst stets T1- und T2-gewichtete Bildserien und darüber hinaus 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 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 auflösen kann.

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 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 Hirntumor in T2-gewichteten Bildern meistens hyperintens zum normalen Hirngewebe und hypointens gegenüber Fettgewebe.

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). Auch kann durch Variation der Untersuchungsparameter eine sehr hohe Detailerkennbarkeit erreicht werden. Diese übertrifft die Darstellbarkeit im Röntgen, wie auch die der Computertomographie. Eine weitere Verbesserung ergibt sich durch die Gabe von Kontrastmitteln, die z.B. Entzündungsherde, oder aber auch vitales Tumorgewebe besser erkennen lassen.

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 Magnetresonanztomographie

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 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 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 auch eine Unverträglichkeit des Kontrastmittels auftreten, wobei die MR-Kontrastmittel in der Regel wesentlich besser vertragen werden als die jodhaltigen Röntgen-Kontrastmittel.
Durch die starken magnetischen Kräfte kommt es während der Aufnahme zu lauten Klopfgeräuschen.
Der hohe Stromverbrauch für die Direktkühlung, die Klimaanlage und die Lüftungsanlage. Der Verbrauch liegt im Betrieb bei 40-100 Kilowatt und im Standby bzw. Bereitschaftsbetrieb bei etwa 10 Kilowatt. (Die MRT dürfen nicht abgeschaltet, sondern nur in den Standby gesetzt werden.)
Durch den geringen Durchmesser der Röhre, in die der Patient gefahren wird, kann es zu Beklemmungs- und Angstgefühlen kommen.

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

Kontraindikationen

Herzschrittmacher. Ältere Herzschrittmacher oder ICD-Systeme (vor 2000) können durch die Untersuchung beschädigt werden. Die magnetischen Wechselfelder können den Schrittmacher erwärmen, bewegen oder in seiner Funktion stören, es kann zu Reizschwellenanstiegen kommen. In einzelnen Zentren werden mittlerweile unter besonderen Vorsichtsmaßnahmen auch Schrittmacherpatienten untersucht; 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 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 Angle 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 Mode
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 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 1000 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, so dass 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 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 Atem-Anhalten, dynamische Aufnahmen von mit dem EKG synchronisierten Herzfilmen, dreidimensionale Aufnahmen komplexer anatomischer Strukturen, Gefäßdarstellungen mit der MR Angiografie 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 hat. Das Patent beschrieb allerdings 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 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 musste allerdings später relativiert werden, da die Unterschiede nicht durchgehend zutreffen. Damadian wurde an der Vergabe des Nobelpreises für die bildgebende NMR (MRT, engl. MRI) 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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