Magnetresonanztomographie

Die Magnetresonanztomographie, abgekürzt MRT oder MR (als Tomographie von altgriechisch τομή tome, deutsch ‚Schnitt‘ und γράφειν graphein, deutsch ‚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. Es basiert physikalisch auf den Prinzipien der Kernspinresonanz (englisch nuclear magnetic resonance, NMR), insbesondere der Feldgradienten-NMR, und wird daher auch als Kernspintomographie bezeichnet (umgangssprachlich gelegentlich zu Kernspin verkürzt). Die ebenfalls zu findende Abkürzung MRI stammt von der englischen Bezeichnung magnetic resonance imaging.

MRT-Aufnahme eines menschlichen Kniegelenks, in sagittaler Schichtung

MRT-Schnittbilder eines menschlichen Gehirns (Transversalebene), als Abfolge von unten nach oben dargestellt

MRT-Aufnahme des schlagenden Herzens

MRT-Gerät, 1,5 Tesla (mit Patiententransportliege im Vordergrund)

MRT-Aufnahme eines menschlichen Kopfes in sagittaler Schnittebene

Mit der MRT können Schnittbilder des menschlichen (oder tierischen) Körpers erzeugt werden, die eine Beurteilung der Organe und vieler krankhafter Organveränderungen erlauben. Sie basiert auf sehr starken Magnetfeldern sowie magnetischen Wechselfeldern im Radiofrequenzbereich, mit denen bestimmte Atomkerne (meist die Wasserstoffkerne/Protonen) im Körper resonant angeregt werden, wodurch in einem Empfängerstromkreis ein elektrisches Signal induziert wird. Da somit das zu beobachtende Objekt „selbst leuchtet“ (im Radiofrequenzbereich), unterliegt die MRT nicht dem physikalischen Gesetz zum Auflösungsvermögen optischer Instrumente, nach dem die Wellenlänge der verwendeten Strahlung umso kleiner sein muss, je höher die geforderte Auflösung ist. In der MRT können mit Wellenlängen im Meterbereich (energiearme Radiowellen) Objektpunkte im Submillimeterbereich aufgelöst werden. Die Helligkeit unterschiedlicher Gewebetypen im Bild wird durch deren Relaxationszeiten und den Gehalt von Wasserstoff-Atomen (Protonendichte) bestimmt.^[1] Welcher dieser Parameter den Bildkontrast dominiert, wird durch die Wahl des Aufnahmeverfahrens (Pulssequenz) und der Messparameter beeinflusst.

Die Geräte für die MRT werden als Magnetresonanztomographiesystem, MRT-System, Magnetresonanztomographiegerät, MRT-Gerät, MR-Tomograph oder Kernspintomograph bezeichnet.

Für eine MRT wird keine belastende Röntgenstrahlung oder andere ionisierende Strahlung erzeugt oder genutzt. Allerdings sind die Wirkungen der magnetischen Wechselfelder auf lebendes Gewebe nicht vollständig erforscht.

Verfahren und Systeme

Zahlreiche spezielle MRT-Verfahren wurden entwickelt, um außer Lage und Form der Organe auch Informationen über ihre Mikrostruktur und Funktion (etwa ihre Durchblutung) darstellen zu können, zum Beispiel:

• die Echtzeit-MRT zur filmischen Darstellung bewegter Gelenke oder Organe (z. B. Herz),
• die Magnetresonanzangiographie (MRA) zur Darstellung der Gefäße,
• die funktionelle Magnetresonanztomographie (fMRT oder fMRI) des Gehirns,
• die Perfusions-MRT zur Untersuchung der Gewebedurchblutung,
• die Diffusions- bzw. Diffusions-Tensor-Bildgebung (DTI) für eine virtuelle Rekonstruktion von Nervenfaserverbindungen,
• die MR-spektrokopische Bildgebung (englisch chemical shift imaging, CSI) zur Darstellung von Metaboliten
• die MR-Elastographie.

Nach der Bauform unterscheidet man geschlossene MRT-Systeme mit kurzem oder langem Tunnel und offene MRT-Systeme (oMRT) mit C-Arm oder seitlich geöffnetem Tunnel. Geschlossene Tunnelsysteme liefern vergleichsweise bessere Bilddaten, offene MRT-Systeme ermöglichen dagegen den Zugang zum Patienten unter MRT-Kontrolle.

Ein weiteres Unterscheidungskriterium ist die Art der Magnetfelderzeugung. Für schwache magnetische Felder bis ca. 0,5 Tesla Flussdichte werden Permanentmagnete oder konventionelle Elektromagnete verwendet, für stärkere Felder dagegen supraleitende Magnetspulen.

Historische Entwicklung

→ Hauptartikel: Geschichte der Magnetresonanztomographie

Die 1945/46 sowohl von Felix Bloch als auch von Edward M. Purcell beschriebene magnetische Resonanz von Atomkernen mit magnetischem Dipolmoment war die Grundlage für das seit den 1950er Jahren auch für die medizinische Forschung verwendete Verfahren der Kernspinresonanzspektroskopie.^[2] Die Magnetresonanztomographie wurde als bildgebende Methode von Paul C. Lauterbur im September 1971 erfunden; er veröffentlichte die Theorie zur Bildgebung im März 1973.^[3][4] Die Hauptparameter, die zum Bildkontrast beitragen, (Unterschiede in den Relaxationszeiten von Geweben) waren bereits gut 20 Jahre vorher von Erik Odeblad beschrieben worden.^[5]

Lauterbur hatte zwei grundlegende Ideen, die eine Bildgebung mit Kernspinresonanz erst möglich machten. Erstens gelang es ihm mittels Feldgradienten-NMR, d. h. mit der Einführung von magnetischen Gradientenfeldern in das konventionelle NMR-Experiment, die NMR-Signale bestimmten räumlichen Bereichen einer ausgedehnten Probe zuzuordnen (Ortskodierung). Zweitens schlug er ein Verfahren vor, bei dem durch Rotation des ortskodierenden Magnetfeldgradienten in aufeinanderfolgenden Experimenten unterschiedliche Ortskodierungen (Projektionen) des Untersuchungsobjektes gemessen wurden, aus denen anschließend mit Hilfe der gefilterten Rückprojektion (englisch 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 auch spezielle apparative Neuerungen erforderlich. Die Firma Bruker in Karlsruhe hatte Anfang der 1960er Jahre in einer Gruppe um die Physiker Bertold Knüttel und Manfred Holz „quarzgesteuerte“ NMR-Impulsspektrometer^[6] entwickelt, die z. B. von Peter Mansfield für grundlegende Experimente benutzt wurden. Mansfield entwickelte dann 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 Umschaltung der Gradienten ein (EPI = Echo Planar Imaging).^[7] Dadurch wurde eine Bildgewinnung in deutlich unter einer Sekunde möglich („Schnappschuss-Technik“), wenn auch – bis heute – mit Abstrichen in der Bildqualität. Mansfield ist auch die Einführung magnetisch abgeschirmter Gradientenspulen 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 Magnetresonanztomographie (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 den Abkürzungen RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement)^[8], FSE (Fast Spin Echo) oder TSE (Turbo Spin Echo) bekannt ist. Sie findet wegen ihrer Sensitivität in Bezug auf pathologische Gewebestrukturen und ihrer messtechnischen Effizienz allgemeine Verwendung. 1985 gelang Axel Haase, Jens Frahm und Dieter Matthaei in Göttingen mit der Erfindung des Schnellbild-Verfahrens FLASH^[9] ein grundsätzlicher Durchbruch in der MRT. Die FLASH-Technik reduzierte die damaligen Messzeiten um bis zu zwei Größenordnungen (Faktor 100) ohne substanzielle 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 Cortex mit besonders hoher Auflösung. Damit war ab Mitte der 1980er Jahre der Weg frei für eine breite klinische Anwendung der MRT in der medizinischen Diagnostik.

Umstritten ist der Beitrag von Raymond Damadian, der 1974 ein US-Patent zur Anwendung der NMR für die Krebsdiagnostik anmeldete^[2] und 1976 damit ein Malignom bei einer Maus darstellen konnte. 1977 erstellte Damadian dann ein Kernspinbild eines menschlichen Thorax im Querschnitt.^[10] 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 Herstellern von Magnetresonanztomographen. 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 (mittels der Magnetresonanzspektroskopie) wurde zwar grundsätzlich bestätigt, musste allerdings später dahin gehend relativiert werden, dass die Unterschiede nicht durchgehend zutreffen. Abweichende Relaxationszeiten des Gewebes sind weder notwendig noch hinreichend für das Vorhandensein von Tumorgewebe beim Probanden. Damadian wurde 2003 bei der Verleihung des Nobelpreises für die bildgebende Kernspinresonanz (an Lauterbur und Mansfield) nicht berücksichtigt,^[11] wogegen er öffentlich heftig protestierte.

Physik

→ Hauptartikel: Kernspinresonanz und Kernspinresonanzspektroskopie

Kurzfassung

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

Präzession um die Senkrechte bei einem Gyroskop im Schwerefeld

Einige Atomkerne (wie etwa die Wasserstoffkerne) in den Molekülen des zu untersuchenden Gewebes besitzen einen Eigendrehimpuls („Kernspin“) und sind dadurch magnetisch. Diese Kerne erzeugen nach dem Anlegen eines starken statischen Magnetfeldes eine kleine longitudinale Magnetisierung in Richtung des statischen Feldes (nuklearer Paramagnetismus). Durch ein kurzzeitig angelegtes zusätzliches hochfrequentes Wechselfeld mit der passenden Resonanzfrequenz im Radiofrequenzbereich lässt sich diese Magnetisierung aus der Richtung des statischen Feldes auslenken (kippen), also teilweise oder ganz in eine transversale Magnetisierung umwandeln. Die transversale Magnetisierung beginnt sofort zu präzedieren, d. h. um die Feldrichtung des statischen Magnetfeldes zu rotieren.

Diese sogenannte Larmorpräzession ist mechanisch analog an einem Spielzeugkreisel zu beobachten, wenn seine Drehachse nicht senkrecht steht, sondern um die Senkrechte herum eine Präzession vollführt (siehe Abbildung mit präzedierendem Gyroskop).

Die Präzessionsbewegung der Gewebemagnetisierung induziert – wie die Rotation des Magneten im Dynamo – eine elektrische Spannung in einer resonant abgestimmten Empfangsspule und kann damit nachgewiesen werden. Nach Abschalten des hochfrequenten Wechselfeldes nimmt die transversale Magnetisierung (wieder) ab, und die Spins richten sich wieder parallel zum statischen Magnetfeld aus. Für diese sogenannte Relaxation benötigen sie eine charakteristische Abklingzeit. Diese ist von der chemischen Verbindung und der molekularen Umgebung abhängig, in der sich der präzedierende Wasserstoffkern befindet. Daher unterscheiden sich die verschiedenen Gewebearten charakteristisch in ihrem Signal, was zu verschiedenen Signalstärken (Helligkeiten) im resultierenden Bild führt. Um den Ort der jeweiligen Atomkerne für die Bildgebung zu bestimmen, werden zusätzliche inhomogene ortsabhängige Magnetfelder (Magnetfeldgradienten) angelegt.

Grundlagen

Präzessionsbewegung der Kerndrehachse

Die physikalische Grundlage der Magnetresonanztomographie (MRT) bildet die Kernspinresonanz (engl. nuclear magnetic resonance, NMR) der Atomkerne insbesondere von Wasserstoff (also der Protonen). Protonen, aber auch zahlreiche andere Atomkerne besitzen einen Eigendrehimpuls (Spin) und damit verknüpft ein magnetisches Dipolmoment. (Ein Atomkern kann vom Standpunkt der klassischen Physik aus vereinfacht als ein Kugelkreisel mit einem Drehimpuls und einem magnetischen Dipolmoment angesehen werden, wobei die Ursache seines Drehimpulses klassisch jedoch nicht korrekt beschrieben werden kann.)

Wird ein solcher Kern in ein statisches magnetisches Feld ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$ gebracht, so ist seine Energie am niedrigsten, wenn das magnetische Dipolmoment zum Feld ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$ parallel ausgerichtet ist. Auf alle anderen Atomkerne wirkt ein Drehmoment, das die Richtung des magnetischen Moments in die Richtung des Magnetfeldes zu drehen versucht. Wegen des Eigendrehimpulses des Atomkerns und der Drehimpulserhaltung resultiert daraus die Präzessionsbewegung, d. h. die Drehimpulsorientierung des Kerns dreht sich ohne Änderung des Anstellwinkels um die Richtung des angelegten Magnetfeldes.

Durch die thermische Energie der Kerne bei normalen Temperaturen sind die Dipolmomente fast vollständig zufällig (isotrop) ausgerichtet; es gibt nur einen sehr kleinen Überschuss von Atomkernen (entsprechend der Boltzmann-Verteilung), deren Dipolmomente in Richtung des statischen Magnetfeldes ausgerichtet sind. Nur dieser geringe Überschuss bewirkt die messbare Magnetisierung ${\displaystyle {\vec {M}}}$ in Richtung des äußeren statischen Feldes (die Longitudinalmagnetisierung in Longitudinalrichtung).^[12]

Die Präzessionsbewegung der Kernspins erfolgt mit der Larmor(kreis)frequenz ${\displaystyle \omega _{\text{L}}}$:

${\displaystyle \omega _{\text{L}}=\gamma B_{0}}$ bzw. ${\displaystyle f_{\text{L}}=\omega _{\text{L}}/2\pi ={\frac {\gamma }{2\pi }}B_{0}}$

(${\displaystyle \gamma }$ ist das gyromagnetische Verhältnis.) Die Larmorfrequenz ist proportional zu der Stärke des äußeren Magnetfeldes und hängt vom betrachteten Kern ab, für Protonen bei 1 Tesla ist ${\displaystyle f_{\text{L}}=42{,}58\,{\text{MHz}}}$, also im UKW-Frequenzbereich. Ein hochfrequentes Zusatzfeld der gleichen Frequenz, das orthogonal zum statischen Magnetfeld ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$, also in der Transversalebene, schwingt und so mit der Larmorpräzession in Resonanz ist, lenkt alle Kerne phasensynchron aus ihrer aktuellen Lage zum statischen Feld aus. Die makroskopische Magnetisierung wird aus der Richtung des statischen Feldes gekippt, es entsteht eine Transversalmagnetisierung, die bei richtiger Einwirkungsdauer des Wechselfelds maximal gerade gleich der ursprünglichen Longitudinalmagnetisierung sein kann (Sättigung).

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

In einer Messspule wird durch die rotierende Transversalmagnetisierung eine Wechselspannung induziert. Ihre Frequenz ist die Larmorfrequenz, die bei einem statischen Gradientenfeld vom Ort abhängt, ihre Amplitude gibt die Stärke der Transversalmagnetisierung an, die ihrerseits von der genauen Folge (Sequenz) von Pulsen, vom Ort und vom Gewebetyp abhängig ist.

Das Ziel der MR-Tomographie ist die Erzeugung von Schichtbildern (beliebiger Orientierung) der räumlichen Verteilung der Transversalmagnetisierung ${\displaystyle {\vec {M}}_{T}(x,y,z)}$.

Spin-Gitter-Relaxation (Längsrelaxation T1)

→ Hauptartikel: Relaxation (NMR)

Ist durch ein magnetisches Wechselfeld der richtigen Frequenz, Stärke und Dauer die Magnetisierung so aus der Longitudinalrichtung (z-Richtung) gekippt worden, dass sie in der xy-Ebene präzediert, hat die longitudinale Magnetisierung zunächst den Wert Null. Stellt man dann das Wechselfeld ab, beginnt sich der Gleichgewichtszustand mit ausschließlich longitudinaler Magnetisierung, also geringerer Energie, wieder aufzubauen. Ursache dieser Spin-Gitter-Relaxation sind fluktuierende (magnetische) Störfelder von benachbarten Atomen, die auf die Momente der einzelnen Kerne einwirken. Die benachbarten Atome, die ihrerseits im thermischen Gleichgewicht mit der weiteren Umgebung stehen, werden aus historischen Gründen als „Gitter“ bezeichnet. Die Magnetisierung richtet sich also wieder entlang des statischen Feldes ${\displaystyle B_{0}}$ aus, und die Energie geht von den Kernen über die Atome ins Gitter. Diese Ausrichtung erfolgt exponentiell:

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

wobei ${\displaystyle M_{0}}$ die Stärke der Magnetisierung in Richtung von ${\displaystyle B_{0}}$ im Gleichgewichtszustand ist. Die Konstante ${\displaystyle c}$ gibt an, in welchem Zustand außerhalb des Gleichgewichts sich das System zu Beginn des Relaxationsprozesses befindet (z. B. ${\displaystyle c=1}$: Sättigung, ${\displaystyle c=2}$: Inversion). Die Zeit, bis die z-Komponente nach Sättigung ca. 63 % ihres Ausgangswertes wieder erreicht hat, nennt man Spin-Gitter-Relaxationszeit oder auch ${\displaystyle T_{1}}$-Zeit.

Die ${\displaystyle T_{1}}$-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 ${\displaystyle T_{1}}$-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 ${\displaystyle T_{2}}$-Zeiten in Festkörpern für die konventionelle Magnetresonanztomographie keine Rolle. Typische Werte für ${\displaystyle T_{1}}$ im menschlichen Gewebe liegen zwischen ca. 100 ms für Körperfett und einigen Sekunden für Körperflüssigkeiten wie Blut oder Hirnwasser (Liquor) (beispielsweise beträgt die ${\displaystyle T_{1}}$-Zeit von Liquor bei 1,5 Tesla etwa 4 Sekunden, die ${\displaystyle T_{1}}$-Zeit der grauen Hirnsubstanz ungefähr 1,2 Sekunden^[13]).

Spin-Spin-Relaxation (Querrelaxationzeit T2)

→ Hauptartikel: Relaxation (NMR)

Die Quermagnetisierung nach einer Anregung zerfällt, ähnlich wie die ${\displaystyle M_{z}}$-Komponente steigt, durch die sogenannte Spin-Spin-Wechselwirkung mit benachbarten Atomen, die zu einem Verlust der Phasenkohärenz führt („Dephasierung“). Der Zerfall der Quermagnetisierung lässt sich durch eine Exponentialfunktion mit einer Zeitkonstante ${\displaystyle T_{2}}$ darstellen:

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

Die Zeit, nach der 63 % des Signals zerfallen sind, nennt man ${\displaystyle T_{2}}$-Relaxationszeit. Diese Zeit hängt von der chemischen Umgebung des Wasserstoffs ab; sie ist für jede Gewebeart unterschiedlich. Tumorgewebe hat z. B. meist eine längere ${\displaystyle T_{2}}$-Zeit als normales Muskelgewebe. Eine ${\displaystyle T_{2}}$-gewichtete Messung stellt den Tumor in vielen Fällen darum heller als seine Umgebung dar. Typische ${\displaystyle T_{2}}$-Relaxationszeiten von Weichgewebe sind im Bereich von 30 bis 100 ms; die ${\displaystyle T_{1}}$-Zeiten sind im Vergleich dazu deutlich (5× bis 20×) länger.^[14]

Oft nimmt die Quermagnetisierung in der xy-Ebene viel schneller ab, als durch die Spin-Spin-Wechselwirkung allein erklärbar ist. Die Ursache liegt darin, dass bei einer MR-Aufnahme über ein Volumenelement gemittelt wird, in dem das äußere Magnetfeld nicht konstant, sondern (experimentell bedingt etwas) inhomogen ist. Hierdurch verschieben sich die Phasen der präzedierenden Kerne untereinander, und die xy-Komponenten der einzelnen Kernspins laufen schneller auseinander. Dieser Prozess wird durch die (kürzere) Relaxationszeit ${\displaystyle T_{2}^{*}}$ beschrieben.

Messsequenz, Ortskodierung, Bildaufbau

2D-Spinecho-Pulssequenz

Ein Gehirn in T1-, T2- und PD-Wichtung

Zum besseren Verständnis wird hier das Prinzip der grundlegenden (1950 von Erwin Hahn erfundenen) Spinecho-Sequenz kurz skizziert. Eine „Sequenz“ (auch „Pulssequenz“) ist in diesem Zusammenhang eine Abfolge von Hochfrequenz- und magnetischen Gradientenfeldern (in drei orthogonalen Orientierungen), die vielfach in jeder Sekunde in vorgegebener Reihenfolge ein- und ausgeschaltet werden.

Zu Beginn steht ein resonanter Hochfrequenzimpuls mit der Larmor-Frequenz, der sogenannte π/2- oder 90°-Anregungspuls. Durch diesen wird die Magnetisierung um 90° quer zum äußeren Magnetfeld ausgelenkt. Sie beginnt um die ursprüngliche Achse zu kreisen (zu präzedieren).

Das dabei entstehende Hochfrequenzsignal kann außerhalb des Körpers gemessen werden. Es nimmt exponentiell ab, weil die Protonenspins aus dem „Takt“ geraten („dephasieren“) und sich zunehmend destruktiv überlagern. Ein geeigneter 180°-Rephasierungs-Hochfrequenzimpuls bewirkt, dass ein Teil der Dephasierung (${\displaystyle T_{2}^{*}}$-Dephasierung durch zeitlich unveränderliche Magnetfeldinhomogenitäten) zum Zeitpunkt der Messung wieder rückgängig gemacht wird, so dass wieder mehr Spins in der gleichen Phase sind und ein sogenanntes Spinecho entsteht. Die Signalstärke hängt dann nicht von der ${\displaystyle T_{2}^{*}}$-Relaxationszeit ab, sondern nur noch von der ${\displaystyle T_{2}}$-Relaxationszeit, die auf nicht-reversiblen Effekten beruht. Abhängig von den Sequenz-Parametern kann das Signal darüber hinaus auch von der ${\displaystyle T_{1}}$-Relaxationszeit abhängen, die beschreibt, wie sich die ursprüngliche Längsausrichtung der Spins zum äußeren Magnetfeld wieder einstellt.

Um eine ${\displaystyle T_{2}}$-gewichtete Aufnahme zu erhalten, setzt man den Rephasierungsimpuls relativ spät, so dass die Spin-Spin-Relaxation Zeit hat, sich auszuwirken; man spricht von einer langen Echozeit TE (${\displaystyle \mathrm {TE} \approx T_{2}}$). Auch der zeitliche Abstand bis zur nächsten Messung ist sehr lang, damit die (maximale) longitudinale Ausgangsmagnetisierung durch die Spin-Gitter-Relaxation in allen Geweben weitestgehend wieder erreicht wird. Man spricht von einer langen Repetitionszeit TR (${\displaystyle \mathrm {TR} \gg T_{1}}$). Mit langer TE und langer TR bekommt man helles Signal nur von Geweben mit langer ${\displaystyle T_{2}}$-Zeit. Für eine ${\displaystyle T_{1}}$-Wichtung braucht man umgekehrt kurze TE (${\displaystyle \mathrm {TE} \ll T_{2}}$) und kurze TR (${\displaystyle \mathrm {TR} \approx T_{1}}$), dann überwiegen die unterschiedlichen Spin-Gitter-Relaxationen verschiedener Gewebe im Bildkontrast. Eine Sequenz mit kurzer TE (${\displaystyle \mathrm {TE} \ll T_{2}}$) und langer TR (${\displaystyle \mathrm {TR} \gg T_{1}}$) erzeugt einen Kontrast, der sich überwiegend nach der Konzentration der Protonen im Gewebe richtet, die praktisch der Anzahl der Wasserstoffatome entspricht; dies ist die sogenannte Protonendichte-(PD-)-Wichtung. Es gibt zahlreiche Weiterentwicklungen dieser einfachen Spinecho-Sequenzen, etwa zur Beschleunigung oder mit Unterdrückung des Fettgewebesignals. Eine klinische MRT-Untersuchung umfasst unterschiedlich gewichtete Bildserien und mehrere räumlichen Ebenen.

Um aus den Signalen ein Bild zu berechnen, also die Signale den einzelnen Volumenelementen (Voxeln) zuzuordnen, wird mit linear ortsabhängigen Magnetfeldern (Gradientenfeldern) eine Ortskodierung erzeugt. Dabei wird ausgenutzt, dass für ein bestimmtes Teilchen die Larmorfrequenz von der magnetischen Flussdichte abhängt (${\displaystyle \omega _{\text{L}}=\gamma B(x,y,z)}$, je stärker das Magnetfeld entlang der Präzessionsachse, desto höher die Larmorfrequenz). Die Gradientenfelder werden in drei orthogonalen Orientierungen angewendet; diese Richtungen beziehen sich auf die Änderung der Magnetfeldstärke, die Magnetfeldrichtung bleibt dabei immer parallel zum externen Magnetfeld ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$:

• Ein Gradient liegt während der Anregung an, so dass nur eine einzelne Schicht des Körpers die zum Anregungspuls passende (resonante) Larmorfrequenz besitzt, also nur die Spins dieser Schicht ausgelenkt werden (Schichtselektionsgradient).
• Ein zweiter Gradient senkrecht zum ersten (beispielsweise entlang der zu rekonstruierenden Bildzeilen) wird nach der Anregung kurz eingeschaltet und bewirkt eine kontrollierte Dephasierung der Spins. Die Spins in jeder Bildzeile präzedieren für die Dauer des Gradienten unterschiedlich schnell, was das Summensignal (nach dem Gradienten) schwächt (Phasenkodiergradient). Diese Messung wird mit inkrementell veränderter Gradientenstärke so oft wiederholt, wie Bildzeilen berechnet werden sollen.
• Der dritte Gradient wird während der Signalaufnahme (Messung des Spinechos) rechtwinklig zu den beiden anderen geschaltet; er sorgt dafür, dass die Spins jeder Bildspalte während der Auslese eine andere Präzessionsgeschwindigkeit haben, also eine andere Larmorfrequenz senden (Auslesegradient, Frequenzkodiergradient).

Alle drei Gradienten zusammen bewirken, dass das empfangene Signal zu einer bestimmten Schicht des Körpers gehört und (für jeden Zeitpunkt der Auslese und jede Wiederholung/Repetition) eine Kombination aus Frequenz- und Phasenkodierung enthält. Die Messungen werden zeilenweise in eine Matrix („k-Raum“) eingetragen. Der k-Raum enthält in jedem Punkt also das Summensignal aller Spins der Bildschicht mit ortsabhängiger Dephasierung. Die Achsen des k-Raums entsprechen horizontalen und vertikalen Ortsfrequenzen; die Punkte im k-Raum den Wellenvektoren. Mit einer zweidimensionalen Fourier-Transformation wird aus der k-Raum-Matrix das zugehörige Bild im Ortsraum berechnet, d. h. für jedes Voxel die Signalstärke ermittelt, indem die Beiträge der einzelnen Frequenzen getrennt werden.

Verwendete magnetische Flussdichten

Die magnetische Flussdichte ${\displaystyle B_{0}}$ wirkt sich unmittelbar auf die Signalqualität der gemessenen Daten aus, da das Signal-Rausch-Verhältnis ungefähr proportional zur Flussdichte ${\displaystyle B_{0}}$ ist. Deshalb gibt es seit den Anfängen der MRT einen Trend zu immer höheren Flussdichten, der den Einsatz tiefgekühlter supraleitender Spulen für die Erzeugung der Magnetfelder erfordert. Dadurch steigen die Kosten und der technische Aufwand bei höheren Flussdichten deutlich an. Besonders bei supraleitenden Spulen mit großen Öffnungen für die Untersuchung von Menschen kann die Homogenität des Magnetfelds abnehmen.

Niederfeldgeräte mit 0,1–1,0 T (Tesla) sind heute mit Permanentmagneten betrieben als Laborgeräte für technische oder Kleintieruntersuchungen im Einsatz. Bei supraleitenden Kryo-Elektromagneten in der Humanmedizin liegt die Flussdichte ${\displaystyle B_{0}}$ für diagnostische Zwecke heute üblicherweise bei 1,5 T bis 3,0 T. Werden 3 T überschritten, dürfen die Patienten oder Probanden nur sehr langsam in den Bereich der supraleitenden Spule gefahren werden, da es infolge der entstehenden Wirbelströme im Gehirn sonst zu Blitzerscheinungen, Schwindel und Übelkeit kommen kann.

Supraleitende Magnete bleiben bei einem Stromausfall stromführend und magnetisch, wodurch in einem Notfall (Gebäudebrand o. ä.) Rettungskräfte in Gefahr kommen können, indem ferromagnetische Ausrüstungsteile (Atemluftflaschen, …) in die Geräteöffnung gezogen werden.^[15] Deswegen werden die Magnete bei der Auslösung eines Feueralarms automatisch gequencht, indem eine dafür vorgesehene Stelle der Spule durch Erwärmen normalleitend gemacht wird, woraufhin sich der Magnet über einen überbrückenden Lastwiderstand kontrolliert entlädt.

Ultrahochfeld-Human-Systeme

Etwa seit Anfang der 2000er Jahre werden Ultrahochfeld-Systeme mit Flussdichten von 7 Tesla oder mehr in der Humanmedizin erforscht. Seit 2017 sind diese Systeme für routinemäßige klinische Untersuchungen zugelassen.^[16] Sie werden inzwischen in der medizinischen Praxis mehr und mehr genutzt. So können Erkrankungen des Gehirns, wie zum Beispiel die läsionale fokale Epilepsie sichtbar gemacht werden.^[17]

Folgende Institutionen im deutschsprachigen Raum haben seit 2004 höhere Flussdichten als 3 Tesla eingeführt und erforscht:

• das Leibniz-Institut für Neurobiologie (IfN) in Magdeburg (7-Tesla-Gerät für Kopfuntersuchungen, von 2004 bis 2021, dann wurde das Gerät an die Otto-von-Guericke-Universität Magdeburg übertragen)^[18][19]
• das Erwin L. Hahn Institut für Magnetresonanz^[20] der Universitäten Duisburg-Essen und Radboud (Nijmegen) (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2006)
• das Institute for Biomedical Engineering (IBT)^[21] der ETH Zürich (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2006)^[22]
• das Max-Planck-Institut für biologische Kybernetik in Tübingen (9,4-Tesla-System für Kopfuntersuchungen, seit 2007)^[23]
• das Allgemeine Krankenhaus der Stadt Wien als Teil der Medizinischen Universität Wien (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2008)^[24]
• das Max-Planck-Institut für Kognitions- und Neurowissenschaften in Leipzig (7-Tesla-Gerät für Kopfuntersuchungen, seit 2008)^[25]
• das Deutsche Krebsforschungszentrum in Heidelberg (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2008)^[26][27]
• das Max-Delbrück-Centrum für Molekulare Medizin in Berlin (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, Nutzbarkeit von 2009 an)^[28][29]
• das Forschungszentrum Jülich (9,4-Tesla-MR-PET-Hybridsystem für Kopfuntersuchungen, von April 2009 bis Anfang 2014)^[30]
• das Universitätsklinikum Erlangen gemeinsam mit der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg und Siemens Healthcare^[31] (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2015)^[32]
• das Universitätsklinikum Bonn (Deutsches Zentrum für Neurodegenerative Erkrankungen (DZNE) Bonn) (7-Tesla-MRT für Kopfuntersuchungen, seit 2016)^[33][34]
• das Universitätsklinikum Würzburg (Deutsches Zentrum für Herzinsuffizienz) (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2017)^[35]
• die Otto-von-Guericke-Universität Magdeburg mit zwei 7-Tesla-Systemen für die Hirnforschung, zweites Gerät seit 2023^[36]
• das ZI Mannheim (7-Tesla-MRT, seit 2024)^[37]
• das Universitätsklinikum Jena (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2024)^[38][39]

Experimentalsysteme

In der physikalischen, chemischen und biomedizinischen Forschung sind Hochfeldgeräte für Proben und Kleintiere mit bis zu 21 T üblich. Die Öffnung dieser Geräte ist mit einem Durchmesser von wenigen Zentimetern aber wesentlich kleiner als die der zuvor genannten Systeme. Mit solchen Hochfeldtomographen können z. B. Altersbestimmungen von Objekten durchgeführt werden, die chemisch oder radiologisch nicht möglich sind.

Liste von Abkürzungen gebräuchlicher MRT-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
CSI: Chemical Shift Imaging
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
GE: Gradienten-Echo		GRE
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: Rapid 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	Fett-Unterdrückung
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
UTE: Ultra-short Echo Time	Sehr kurze Echozeiten im Mikrosekundenbereich
UTSE: Ultra-fast Turbo Spin-Echo
VIBE: Volume Interpolated Breathhold Examination

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 (synonym 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 signalreicher, heller, von hypointens für signalärmer, dunkler und von isointens für signalgleich. Bei Röntgenbildern, insbesondere bei der speziellen Röntgentechnik der Computertomographie (CT), werden im Gegensatz dazu die Begriffe hyperdens und hypodens zur Beschreibung des relativen Schwärzungsgrads benutzt.

Je nach Gewichtung kommen die verschiedenen Gewebe in charakteristischer Intensitätsverteilung zur Darstellung:

• In der T1-Wichtung (T1w) erscheint Fettgewebe 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-Wichtung (T2w) 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.
• Protonendichte-gewichtete (PDw) Bilder sind flau (weniger Gewebekontrast), aber scharf. Knorpel kann sehr detailliert beurteilt werden. In Verbindung mit einem Fettsättigungsimpuls gehören PDw-Bilder deshalb zum Standard in Gelenkuntersuchungen.

In der voxelbasierten 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

Vorteile der Magnetresonanztomographie

Schlagendes Herz

Sagittale MRT-Aufnahme eines menschlichen Kopfes

Dreidimensionales, mit MRT erstelltes Bild einer Kiwi

Ein Vorteil der MRT gegenüber anderen bildgebenden Verfahren ist der bessere Weichteilkontrast. Er resultiert aus der Verschiedenheit des Fett- und Wassergehaltes unterschiedlicher Gewebearten. Dabei kommt das Verfahren ohne schädliche ionisierende Strahlung aus. 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, schnellere Aufnahmeverfahren ermöglichen das Scannen einzelner Schnittbilder in Bruchteilen einer Sekunde und liefern auf diese Weise eine wirkliche Echtzeit-MRT, die die bisherigen Versuche in Anlehnung an die konventionelle Fluoroskopie ersetzen. Somit können beispielsweise Bewegungen von Organen dargestellt oder die Position medizinischer Instrumente während eines Eingriffs überwacht werden (interventionelle Radiologie). Zur Abbildung des schlagenden Herzens (Abbildung rechts) werden bisher mit einem EKG synchronisierte Messungen benutzt, wobei Daten aus mehreren Herzzyklen zu vollständigen Bildern kombiniert werden. Neuere Ansätze für die Echtzeit-MRT versprechen dagegen eine direkte Herzbildgebung ohne EKG-Synchronisation sowie bei freier Atmung mit einer zeitlichen Auflösung von bis zu 20 Millisekunden.

Wesentlich ist auch die fehlende Strahlenbelastung, weshalb diese Methode bei Untersuchungen von Säuglingen und Kindern sowie während der Schwangerschaft gegenüber der CT bevorzugt angewandt wird.

Nachteile der MRT

Warntafel bei MRT-Aufnahmen

Mobile MRT-Station nahe Glebefields Health Centre, Tipton, England

• Die Auflösung ist bei klinischen Standardsystemen durch technische Gegebenheiten, insbesondere die begrenzte Feldstärke, auf etwa einen Millimeter begrenzt. Im Forschungsbereich können räumliche Auflösungen von unter 0,02 mm erreicht werden.
• Bestimmte Metalle wie ferromagnetische Metalle am oder im Körper können Nebenwirkungen und Bildstörungen verursachen. Vorhandene metallische Fremdkörper (z. B. Eisensplitter im Auge oder Gehirn) können durch Verlagerung oder Erwärmung während der Untersuchung sogar gefährlich werden, so dass eine Kernspin-Untersuchung bei solchen Patienten kontraindiziert sein kann. Metallimplantate aus Titan und selbst Stahllegierungen sind abhängig von der Zusammensetzung para- oder diamagnetisch und stellen damit in der Regel kein Problem in der MRT dar.
• Für MRTs von 1,5 Tesla ist bekannt, dass sie sicher für Amalgamfüllungen sind. Allerdings zeigten türkische Wissenschaftler 2013, dass neuere MRTs mit Feldstärken von 3 und mehr Tesla nicht völlig frei von Auswirkungen auf die Randundichtigkeiten von Amalgamfüllungen sind.^[40]
• Elektrische Geräte können im Magneten beschädigt werden. Träger eines älteren Herzschrittmachers und ähnlicher Geräte durften daher bisher nicht untersucht werden. Spezielle Geräte bieten aber die Möglichkeit einer Untersuchung bis üblicherweise 1,5 Tesla, nachdem diese in einen speziellen MRT-Modus geschaltet wurden.^[41]
• Cochleäre Implantate oder ähnliche magnetversorgte Hörimplantate können nur mit Einschränkungen der Feldstärke und bestimmter Sequenzen genutzt werden. Die Hersteller dieser Geräte geben MRT-Zulassungen ihrer Implantate aus. Teilweise dürfen Patienten nach operativer Entfernung des Implantatmagneten mit bis zu 3 Tesla untersucht werden. Mögliche Komplikationen sind Entmagnetisierung und Dislokation des Implantatmagneten, Wechselwirkungen mit dem Implantatschaltkreis und Artefakte im MRT-Bild. Eine MRT-Untersuchung sollte nur mit strenger Indikation erfolgen und jedes Mal eine Einzelfallentscheidung des durchführenden Radiologen sein.^[42]
• Schnell bewegte Organe wie das Herz lassen sich mit den meisten üblichen Geräten nur mit eingeschränkter Qualität darstellen oder erfordern eine Bewegungskompensation durch zeitliche Mehrfachabtastung. Mit Multikanalsystemen und HF-Empfangsspulen mit zahlreichen parallelbetriebenen Spulenelementen sind diese Untersuchungen durch Verfahren wie die parallele Bildgebung jedoch möglich und halten mehr und mehr Einzug in die klinische Routinediagnostik.
• Die Untersuchung ist im Vergleich zu anderen bildgebenden Verfahren oft zeitaufwendiger.
• Der Kalkgehalt knöcherner Strukturen kann aufgrund der verwendeten Felddichten unter Routinebedingungen nicht quantifiziert werden, da Knochengewebe wenig Wasser und wenig Fett enthält. Knochenerkrankungen, wie z. B. Entzündungen oder Tumoren, sind hingegen aufgrund der gesteigerten Durchblutung und des damit verbundenen Wassergehalts oft besser zu erkennen als mit Röntgen- bzw. Computertomographie-Untersuchungen.
• Sehr selten kann eine allergische Reaktion auf das Kontrastmittel auftreten, wobei MR-Kontrastmittel in der Regel wesentlich besser vertragen werden als jodhaltige Röntgen-Kontrastmittel. Neuerdings werden allerdings vereinzelt kontrastmittelinduzierte nephrogene systemische Fibrosen beobachtet.
• Durch die extrem schnelle Umschaltung der Ströme in den Gradientenspulen kommt es während der Aufnahme mitunter zu lauten Geräuschen. Die Gradientenspulen befinden sich im statischen Magnetfeld und deren Stromleiter werden aufgrund der Lorentzkraft zu Vibrationen angeregt. Je nach gewählter Sequenz ist ein intermittierendes Zirpen, Klopfen, Summen, Rattern oder Sägen zu hören; die Wiederholungsfrequenzen der Bildgewinnung können bis in den kHz-Bereich reichen. Es muss daher bei jeder Messung auf ausreichenden Gehörschutz des Patienten geachtet werden. Zwar wächst die Lorentzkraft mit der Feldstärke, jedoch haben die Sequenzparameter (v. a. räumliche Auflösung) einen deutlich größeren Einfluss auf die Lautstärke während der Messung.^[43]
• 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 kW, da einige Komponenten, wie z. B. die Vakuumpumpe, die Kühlung der supraleitenden Spule und Teile der Steuerelektronik auch bei Nichtbenutzung der Anlage nicht abgeschaltet werden dürfen, um die Supraleitung zu erhalten.
• 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 Tunnelöffnung von 75 cm (statt 60 cm). Außerdem gibt es spezielle „offene MRT-Geräte“, die zwar eine etwas schlechtere Feldhomogenität aufweisen, dafür aber auch dem Arzt Zugriff gewähren, beispielsweise für MRT-geführte Biopsien.

Artefakte

Im Vergleich zur Computertomographie treten Artefakte (Bildstörungen) häufiger auf und stören die Bildqualität meist mehr. Typische MRT-Artefakte sind:

• Bewegungs- und Flussartefakte
• Rückfaltungsartefakte (Objekt liegt außerhalb des Sichtfelds (Field of View, FOV), jedoch noch innerhalb der Empfangsspule)
• Chemical-Shift-Artefakte (durch unterschiedliche Präzessionsfrequenzen der Fett- und Wasserprotonen)
• Auslöschungs- und Verzerrungsartefakte (durch lokale Magnetfeldinhomogenitäten), sog. Suszeptibilitätsartefakte (diese können aber auch ausgenutzt werden, 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 (auch wenn diese relativ weit vom Magneten entfernt sind); sie stellen sich häufig als Streifen in Phasenkodierrichtung dar
• Artefakte infolge von Funkübertragungsgeräten, z. B. 433-MHz-Sender des ISM-Bandes und Bluetooth-Geräte

Kontraindikationen

• Herzschrittmacher, ICD-Systeme und THS-Systeme können durch die Untersuchung beschädigt werden oder durch Wechselwirkungen mit den magnetischen Feldern des MRTs zur Schädigung des Patienten führen. So können sich die Kontaktflächen der implantierten Elektroden erwärmen, magnetische Teile des Implantats könnten sich bewegen oder das System kann gänzlich in seiner Funktion gestört werden. Einige Hersteller solcher Implantate haben mittlerweile bedingt MRT-taugliche Systeme entwickelt, die in der Europäischen Union, den USA und Japan zugelassen wurden und die teilweise vorübergehend in einen speziellen MRT-Modus versetzt werden können.^[44] Viele Schrittmacher und ICD-Systeme werden heute in kontrollierten klinischen Studien beobachtet.^[45][46]
• Metallsplitter oder Gefäßclips aus ferromagnetischem Material in ungünstiger Lage (z. B. im Auge oder im Gehirn)
• Temporärer Cava-Filter
• Während eine Kernspintomografie auch während der Schwangerschaft unbedenklich ist, führt die Gabe von Gadolinium-haltigem Kontrastmittel zu einer deutlich erhöhten Todesrate des Neugeborenen bei oder nach der Geburt mit einer Hazard ratio (HR) von 3,7 und zu einer erhöhten Wahrscheinlichkeit rheumatologischer, inflammatorischer und dermatologischer Erkrankungen mit einer Hazard Ratio von 1,36. Daher sollte in der Schwangerschaft bei der Kernspintomografie kein Kontrastmittel eingesetzt werden.^[47] Hingegen ist die Kernspintomografie ohne Kontrastmittel-Einsatz nicht mit einem erhöhten Risiko für das Ungeborene verbunden. Bei einer kanadischen retrospektiven Kohortenstudie mit über 1,4 Millionen Kindern, die bis zu ihrem 4. Lebensjahr nachverfolgt wurden, zeigte sich bei einer Kernspintomografie kein signifikant erhöhtes Risiko, auch nicht für kongenitale Anomalien, Tumoren oder Seh- oder Hörverlust bei Kernspintomografie im ersten Trimenon, das für Teratogene besonders sensibel ist.
• Cochleaimplantat (Bei manchen Cochleaimplantaten ist ein MRT unter Befolgung genauester Anweisungen des Herstellers des Cochleaimplantates möglich. So müssen z. B. bestimmte MRT-Geräte oder Feldstärken verwendet werden und das Cochleaimplantat im Kopf mit einem zusätzlichen Druckverband fixiert / gesichert werden.)
• Implantierte Insulinpumpen (externe Pumpen müssen zur Untersuchung abgelegt werden)
• Bei Klaustrophobie (= „Raumangst“) ist die Untersuchung in Sedierung oder Narkose möglich
• Piercings aus leitfähigen Materialien sollten abgenommen oder während der Untersuchung beobachtet werden, weil sie sich erwärmen können. Tätowierungen können Bildstörungen verursachen, sind ansonsten aber ungefährlich.^[48] Es gibt nur vereinzelt Berichte über Missempfindungen.^[49]

Untersuchungsdauer

Die Dauer einer MRT-Untersuchung hängt vom untersuchten Körperabschnitt, der klinischen Fragestellung und dem 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, danach mit Kontrastmittel.

Die Untersuchungszeit muss bei der Auswahl des Diagnoseverfahrens 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 Sedierung oder Narkose erforderlich.

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

Kosten und Untersuchungszahlen (Deutschland)

Die Preise für eine MRT-Untersuchung richten sich in Deutschland nach der Gebührenordnung für Ärzte und liegen je nach Organ und Aufwand der Untersuchung zwischen 140 und 1200 Euro.^[50] 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, z. B. weil der Nutzen der Untersuchung bislang nicht belegt ist oder weil die Nebenwirkungen in Form von Fehl- und Überdiagnosen zu hoch sind. Die Erstellungskosten liegen nach Angaben von Radiologen teilweise so hoch, dass die Geräte nur mit Mischkalkulationen und zusätzlichen Privatleistungsangeboten betrieben werden können.

2009 erhielten in Deutschland rund 5,89 Millionen Menschen mindestens eine Magnetresonanztomographie. Der stellvertretende Vorstandsvorsitzende der Barmer GEK, Rolf-Ulrich Schlenker, gab im Januar 2011 die geschätzten Jahresgesamtkosten für Computertomographie (CT) und MRT-Untersuchungen mit 1,76 Milliarden Euro an.^[51]

Gesamtzahl (stationär + ambulant) der MRT-Untersuchungen und MRT-Geräte in Deutschland (Daten: OECD^[52][53])

Jahr	2005	2006	2007	2008	2009	2010	2011	2012	2013	2014	2015	2016
MRT-Untersuchungen	6.003.944	6.260.293	6.894.000	7.353.000	7.945.000	8.624.000	8.874.000	9.270.000	10.018.000	10.637.000	11.322.130	11.812.067
MRT-Geräte	1.640	1.762	1.845	1.938	2.060	2.211	2.317	2.305	2.332	2.470	2.747	2.840

Kursive Werte stellen Schätzwerte dar.

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
• 
  MRT des menschlichen Herzens, Vierkammerblick; animierte Version
• 
  MRT des menschlichen Herzens, Sagittalansicht; animierte Version
• 
  MRT des Sprunggelenks in T1-Wichtung
• 
  Mehrkanal-Empfangsspule eines Magnetresonanz­tomographen, z. B. für Aufnahmen des Herzens
• 
  Energieversorgungs­einheit
• 
  Kontrollzentrum
• 
  MRT-Gerät (Philips Achieva 3.0 T)

Hersteller von MRT-Anlagen

• Agilent (vor 2010 zu Varian)
• Aspect Imaging
• Aurora Imaging Technology, Inc.
• Bruker (Hochfeld-Forschungstomographen)
• Canon Medical Systems (vormals Toshiba)
• Esaote (Niederfeld-Tomographen mit Permanentmagnet für die Extremitätendiagnostik)
• Fonar Corp., in Europa durch Tecserena
• GE Healthcare
• Hitachi Medical Systems
• Hyperfine
• Ningbo Xingaoyi Magnetism (XGY)
• Paramed Medical Systems (MROpen)
• PhiHealth (Partnerschaft mit Cerner Corporation)
• Philips
• Siemens Healthineers
• SternMed
• Time Medical Holdings Company Limited
• United Imaging

Daneben existiert eine Reihe von MRT-Anlagen als Open-Source-Hardware, die frei genutzt, modifiziert und vertrieben werden dürfen.^[54]

Datenformat

Für die Speicherung und Archivierung der Ergebnisse medizinischer bildgebender Verfahren hat sich der DICOM-Standard weitgehend durchgesetzt. Oft wird dem Patienten nach der Untersuchung ein Datenträger (z. B. CD-ROM oder DVD-ROM) mit seinen eigenen Schnittbildern mitgegeben, die er dann an den behandelnden Arzt weiterreicht. Häufig werden diese Bilder nicht in ein gebräuchlicheres Grafikformat wie z. B. JPEG umgewandelt, so dass der Patient zum Betrachten ein gesondertes Anzeigeprogramm benötigt. Oft ist ein solches auf dem Datenträger enthalten, das neben der Darstellung der DICOM-Bilder unter Umständen auch Zusatzfunktionen wie Vermessungen oder Lupenwerkzeuge anbietet.

Literatur

• Peter A. Rinck: Magnetic Resonance in Medicine. The Basic Textbook of the European Magnetic Resonance Forum. 8. Auflage. The Round Table Foundation, 2014 (magnetic-resonance.org).
• Olaf Dössel: Bildgebende Verfahren in der Medizin. Von der Technik zur medizinischen Anwendung. Springer, Berlin 2000, ISBN 3-540-66014-3.
• Heinz Morneburg (Hrsg.): Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik. 3. Auflage. Publicis MCD, München 1995, ISBN 3-89578-002-2.
• Donald W. McRobbie, Elizabeth A. Moore, Martin J. Graves, Martin R. Prince: MRI from Picture to Proton. Cambridge University Press, Cambridge 2002, ISBN 0-521-52319-2.
• Fritz Schick: MRT-Sequenzen. In: Der Radiologe. Band 9. Springer, 2006, ISSN 0033-832X.
• Maximilian Reiser, Wolfhard Semmler (Hrsg.): Magnetresonanztomographie. Springer, Berlin 1997, ISBN 3-540-61934-8.
• Wolfgang R. Nitz, Val M. Runge, Stuart H. Schmeets, William H. Faulkner, Nilesh K. Desai: Praxiskurs MRT. Anleitung zur MRT-Physik über klinische Bildbeispiele. Thieme, Stuttgart 2007, ISBN 978-3-13-139721-8.
• Christoph Zink, Christoph U. Herborn: Klinikwörterbuch MRT. ABW, Berlin 2007, ISBN 978-3-936072-57-0.
• Roland Tammer, Sabine Hofer, Klaus-Dietmar Merboldt, Jens Frahm: Magnetic Resonance Imaging of the Rhesus Monkey Brain. Vandenhoeck & Ruprecht, Göttingen 2009, ISBN 978-3-525-40424-9.
• Lothar Dilcher: Handbuch der Kernspintomographie. Texte zum Einstieg, Diagramme zum Mitdenken, Formeln für Interessierte. 3., überarbeitete Auflage. E. Ferger Verlag, Bergisch Gladbach 2004, ISBN 3-931219-21-6.
• Merrill Simon, James S. Mattson: The pioneers of NMR and magnetic resonance in medicine: The story of MRI. Bar-Ilan University Press, Ramat Gan, Israel 1996, ISBN 0-9619243-1-4.
• E. Mark Haacke, Robert F. Brown, Michael Thompson, Ramesh Venkatesan: Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design. J. Wiley & Sons, New York 1999, ISBN 0-471-35128-8.
• P. Mansfield: NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance. Elsevier Science, Oxford 1982, ISBN 0-323-15406-9.
• Eiichi Fukushima: NMR in Biomedicine: The Physical Basis. Springer Science & Business Media, 1989, ISBN 0-88318-609-8.
• Bernhard Blümich, Winfried Kuhn: Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine. Wiley, 1992, ISBN 3-527-28403-6.
• Peter Blümer: Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware. Hrsg.: Peter Blümler, Bernhard Blümich, Robert E. Botto, Eiichi Fukushima. Wiley-VCH, 1998, ISBN 3-527-29637-9.
• Zhi-Pei Liang, Paul C. Lauterbur: Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective. Wiley, 1999, ISBN 0-7803-4723-4.
• Franz Schmitt, Michael K. Stehling, Robert Turner: Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application. Springer Berlin Heidelberg, 1998, ISBN 3-540-63194-1.
• Vadim Kuperman: Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications. Academic Press, 2000, ISBN 0-08-053570-4.
• Bernhard Blümich: NMR Imaging of Materials. Clarendon Press, 2000, ISBN 0-19-850683-X.
• Jianming Jin: Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging. CRC Press, 1998, ISBN 0-8493-9693-X.
• Imad Akil Farhat, P. S. Belton, Graham Alan Webb, Royal Society of Chemistry (Great Britain): Magnetic Resonance in Food Science: From Molecules to Man. Royal Society of Chemistry, 2007, ISBN 978-0-85404-340-8.
• D. Weishaupt, V.D. Köchli, B. Marincek: Handbuch der Kernspintomographie. Wie funktioniert MRI? 7. Auflage. Springer Medizin Verlag, Heidelberg 2004, ISBN 3-642-41615-2.
• Holger Göbel: Quantenmechanik. Kapitel 14: Der Spin und seine Anwendung - MRT. De Gruyter Verlag, Oldenburg 2022, ISBN 978-3-11-065935-1.

Weblinks

Wiktionary: Magnetresonanztomographie – Bedeutungserklärungen, Wortherkunft, Synonyme, Übersetzungen

Commons: Magnetresonanztomographie – Album mit Bildern

• Einführung in die Grundlagen der Magnetresonanzbildgebung E-Learning Website von EMRF (European Magnetic Resonance Forum) / TRTF (The Round Table Foundation), auf Englisch.
• Technische Aspekte der Kernspintomographie: Gradientenecho-Sequenz, Frequenzkodierung und Verschiebungsartefakte (Zahlr. Abb., einschl. Formel der Fourier-Transformation)
• Bigs.de, Animation: Spin; Relaxieren und Präzedieren
• Erklärung und Animation zur Magnetresonanztomographie (Memento vom 29. März 2007 im Internet Archive) bei Quarks & Co
• The Basics of MRI
• A short history of magnetic resonance imaging from a European point of view (Memento vom 10. Dezember 2002 im Internet Archive)
• An Excursion into the History of Magnetic Resonance Imaging. (PDF; 28 MB) magnetic-resonance.org (englisch)
• Chris Rorden: MRIcro software for displaying and analyzing MR images.
• MRI im Einsatz (englisch)
• Lernskript Grundlagen der Magnetresonanztomographie. (PDF; 1,2 MB) Diagnostische und Interventionelle Radiologie, Universitätsklinikum Gießen und Marburg, Standort Marburg
• Lernspiel auf nobelprize.org (englisch)
• Flash-Animationen, welche die Physik anschaulich erklären (englisch)

Einzelnachweise

1. Lernskript Grundlagen der Magnetresonanztomographie. (PDF; 1,2 MB) Diagnostische und Interventionelle Radiologie, Universitätsklinikum Gießen und Marburg, Standort Marburg.
2. Cornelius Borck: Kernspintomographie. In: Werner E. Gerabek, Bernhard D. Haage, Gundolf Keil, Wolfgang Wegner (Hrsg.): Enzyklopädie Medizingeschichte. De Gruyter, Berlin / New York 2005, ISBN 3-11-015714-4, S. 733.
3. P. C. Lauterbur: Image Formation by Induced Local Interactions: Examples of Employing Nuclear Magnetic Resonance. In: Nature. Vol. 242, Nr. 5394, 1973, S. 190–191, doi:10.1038/242190a0, bibcode:1973Natur.242..190L (englisch).
4. P. A. Rinck: The history of MRI. In: Magnetic Resonance in Medicine. 8. Auflage. 2014 (englisch, magnetic-resonance.org).
5. E. Odeblad, G. Lindström: Some preliminary observations on the proton magnetic resonance in biological samples. In: Acta Radiologica. Vol. 43, 1955, S. 469–476 (englisch).
6. A. Geiger, M. Holz: Automation and Control in high power pulsed NMR. In: J. Phys. E: Sci.Instrum. 13, 1980, S. 697–707.
7. P. Mansfield: Multi-planar image formation using NMR spin echoes. In: Journal of Physics C: Solid State Physics. Vol. 10, Nr. 3, 1976, S. L55-L58, doi:10.1088/0022-3719/10/3/004, bibcode:1977JPhC...10L..55M (englisch).
8. J. Hennig, A. Nauerth, H. Friedburg: RARE imaging: A fast imaging method for clinical MR. In: Magnetic Resonance in Medicine. Vol. 3, Nr. 6, 1986, S. 823–833, doi:10.1002/mrm.1910030602 (englisch).
9. A. Haase, J. Frahm, D. Matthaei, W. Hänicke, K. D. Merboldt: FLASH imaging. Rapid NMR imaging using low flip-angle pulses. In: Journal of Magnetic Resonance. Vol. 67, Nr. 2, 1986, S. 258–266, doi:10.1016/0022-2364(86)90433-6, bibcode:1986JMagR..67..258H (englisch).
10. Petra Kau: Untersuchungen über die Darstellbarkeit von Koronargefäßen mit der Magnetresonanztomographie, Peter Wegener-Verlag, Bonn 1993, S. 5
11. nobelprize.org, abgerufen am 30. Dezember 2020.
12. Lars G. Hanson: Is Quantum Mechanics necessary for understanding Magnetic Resonance? In: Concepts in Magnetic Resonance Part A, Band 32A, Nr. 5, 2008, S. 329–340, doi:10.1002/cmr.a.20123, drcmr.dk (PDF; 515 kB).
13. W. D. Rooney u. a.: Magnetic field and tissue dependencies of human brain longitudinal 1H2O relaxation in vivo. In: Magn. Reson. Med. Band 57, 2007, S. 308–318. PMID 17260370; doi:10.1002/mrm.21122
14. Greg J. Stanisz, Ewa E. Odrobina, Joseph Pun, Michael Escaravage, Simon J. Graham, Michael J. Bronskill, R. Mark Henkelman: T1, T2 relaxation and magnetization transfer in tissue at 3T. In: Magnetic Resonance in Medicine. Band 54, 2005, S. 507–512, doi:10.1002/mrm.20605, PMID 16086319.
15. Infoblatt supraleitende Magneten – MRT. (PDF) Branddirektion München, Berufsfeuerwehr, 2009, archiviert vom Original (nicht mehr online verfügbar) am 9. Mai 2010; abgerufen am 4. April 2015.
16. Klinische Zulassung für 7-Tesla-Hochfeld-MR-Bildgebung. Abgerufen im Mai 2021.
17. 7-Tesla-MR zieht in die klinische Routine ein. Abgerufen im Mai 2021.
18. Combinatorial NeuroImaging Core Facility, Leibniz-Institut für Neurobiologie Magdeburg. Abgerufen am 17. September 2024.
19. 7-Tesla-Ultrahochfeld-Kernspintomograph, Hirnforschung (Memento vom 21. Juli 2020 im Internet Archive)
20. Willkommen im Erwin L. Hahn-Institut. Abgerufen am 21. Juli 2020.
21. Institute for Biomedical Engineering (IBT) an der ETH Zürich.
22. Presseinformation von Philips zum 7-Tesla-MRT in Zürich (Memento vom 19. Juli 2011 im Internet Archive).
23. Reise ins Gehirn – Das neue Magnetresonanzzentrum. Max-Planck-Institut, 2019, abgerufen am 21. Juli 2020.
24. Hochfeld-MRT an der Universität Wien.
25. Millionen-Vertrag für 7-Tesla Magnetresonanztomographen unterzeichnet (PDF; 106 kB).
26. Ultrahochfeld-MRT-Arbeitsgruppe am DKFZ in Heidelberg (Memento vom 20. Februar 2009 im Internet Archive).
27. Pressemitteilung des DKFZ in Heidelberg zum 7-Tesla-Ganzkörper-MRT.
28. Pressemitteilung des MDC in Berlin zum 7-Tesla-Ganzkörper-MRT
29. Hochfeld-MRT am MDC in Berlin
30. 9,4-Tesla-MR-PET am Forschungszentrum Jülich.
31. Pressemitteilung der FAU Erlangen-Nürnberg, abgerufen am 20. Oktober 2015.
32. Pressemitteilung des Uniklinikums Erlangen, abgerufen am 20. Oktober 2015.
33. DZNE Bonn Methoden. Abgerufen am 19. August 2020.
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