Magnetresonanztomographie

MRT-Gerät (Philips Achieva 3.0 T)

MRT-Aufnahme eines menschlichen Kniegelenks

Volumen-Rendering einer Kopf-MRT

MRT-Aufnahme eines menschlichen Gehirns (Transversalebene)

MRT-Aufnahme eines menschlichen Kopfes in sagittaler Schnittebene

Die Magnetresonanztomographie (MRT, kurz auch MR; Tomographie von altgriechisch τομή, tome, „Schnitt“ und γράφειν, graphein, „schreiben“) ist ein bildgebendes Verfahren, das vor allem in der medizinischen Diagnostik zur Darstellung von Struktur und Funktion der Gewebe und Organe im Körper eingesetzt wird. Es basiert physikalisch auf den Prinzipien der Kernspinresonanz 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.

Mit der MRT kann man Schnittbilder des menschlichen (oder tierischen) Körpers erzeugen, die eine Beurteilung der Organe und vieler krankhafter Organveränderungen erlauben. Die Magnetresonanztomographie basiert auf sehr starken Magnetfeldern sowie elektromagnetischen Wechselfeldern im Radiofrequenzbereich, mit denen bestimmte Atomkerne (meistens die Wasserstoffkerne/Protonen) im Körper resonant angeregt werden, die dann im Empfängerstromkreis elektrische Signale induzieren. Im Gerät wird keine belastende Röntgenstrahlung oder andere ionisierende Strahlung erzeugt oder genutzt. Eine wesentliche Grundlage für den Bildkontrast sind unterschiedliche Relaxationszeiten verschiedener Gewebearten. Daneben trägt auch der unterschiedliche Gehalt an Wasserstoff-Atomen in verschiedenen Geweben (z. B. Muskel, Knochen) zum Bildkontrast bei.

Verfahren und Systeme

Zahlreiche spezielle MRT-Verfahren wurden entwickelt, um außer Lage und Form der Organe auch Informationen über ihre Mikrostruktur und Funktion (besonders ihre Durchblutung) darzustellen. Zu diesen speziellen Verfahren gehören zum Beispiel die 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 sowie die MR-Elastographie.

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

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

Historische Entwicklung

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

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

Für eine praktische Nutzung dieser Entdeckung waren auch wesentliche, apparative Beiträge von dem, damals einzigen, Hersteller der notwendigen "gepulsten NMR-Spektrometer" notwendig und damit von großer Bedeutung. Die Firma Bruker in Karlsruhe, Deutschland, hatte anfangs der 60 er Jahre, in einer Gruppe um die Physiker Berhold Knüttel und Manfred Holz, sogenannte "quarzgesteuerte" NMR-Impulsspektrometer entwickelt, die für die grundlegenden Experimente, z.B. von Sir Peter Mansfield, benutzt werden konnten . Peter Mansfield 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. Sie findet wegen ihrer Sensitivität in Bezug auf pathologische Gewebestrukturen und ihrer messtechnischen Effizienz allgemeine Verwendung. 1985 gelang Jens Frahm und Axel Haase in Göttingen mit der Erfindung des Schnellbild-Verfahrens FLASH ein grundsätzlicher Durchbruch in der MRT. Die FLASH-Technik reduzierte die damaligen Messzeiten um bis zu zwei Größenordnungen (Faktor 100) ohne substantielle Verluste an Bildqualität. Das Verfahren ermöglicht zudem ununterbrochene, sequentielle Messungen im dynamischen Gleichgewicht sowie völlig neue klinische Untersuchungen wie beispielsweise Aufnahmen aus dem Bauchraum bei angehaltenem Atem, dynamische Aufnahmen von mit dem EKG synchronisierten Herzfilmen, dreidimensionale Aufnahmen komplexer anatomischer Strukturen, Gefäßdarstellungen mit der MR-Angiographie und heute auch funktionelle Kartierungen des Cortex mit besonders hoher Auflösung. Damit war ab Mitte der 1980er Jahre der Weg frei für eine breite Anwendung der MRT in der medizinischen Diagnostik.

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

Physik

→ Hauptartikel: Kernspinresonanzspektroskopie

Kurzfassung

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

Präzession um die Senkrechte bei einem Gyroskop

Das Verfahren beruht darauf, dass die Atomkerne im untersuchten Gewebe gezielt (phasensynchron und resonant) elektromagnetisch angeregt werden und dann bis zur Rückkehr in ihren Grundzustand ein Signal abgeben.

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 messbare Magnetisierung in Richtung des statischen Feldes (Paramagnetismus). Durch ein zusätzliches hochfrequentes Wechselfeld im Radiofrequenzbereich lässt sich diese Magnetisierung aus der Richtung des statischen Feldes auslenken (kippen). Als Folge der Auslenkung beginnt die Magnetisierung um die Feldrichtung des statischen Magnetfeldes zu präzedieren, d. h. die Magnetisierungsrichtung rotiert um die Feldrichtung des statischen Magnetfelds (siehe Abbildung zur Präzession). Diese Präzessionsbewegung der Gewebemagnetisierung kann über die in einer Spule (Empfängerstromkreis) induzierte Spannung gemessen werden.

Nach Abschalten des hochfrequenten Wechselfeldes nimmt die transversale Magnetisierung (wieder) ab, die Spins richten sich also 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 angeregte 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 zu bestimmen, wird ein ortsabhängiges Magnetfeld (Magnetfeldgradient) angelegt und so eine genaue Bildgebung ermöglicht.

Grundlagen

Präzessionsbewegung der Kerndrehachse

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

Wird ein solcher Kern in ein statisches magnetisches Feld $\vec{B}_0$ gebracht, so ist die Energie des Atomkerns am niedrigsten, wenn das magnetische Dipolmoment nach $\vec{B}_0$ ausgerichtet ist. Es wirkt also auf die Atomkerne ein Drehmoment, wenn die Richtung des magnetischen Moments nicht mit der des Magnetfeldes übereinstimmt. Wegen des Eigendrehimpulses des Atomkerns und der Drehimpulserhaltung kann sich das magnetische Moment jedoch nicht einfach parallel zum Feld ausrichten, sondern der Kern beginnt zu präzedieren, d. h., die Drehimpulsorientierung des Kerns dreht sich 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 im Zustand der niedrigsten Energie (entsprechend der Boltzmann-Verteilung), deren Dipolmomente in Richtung des statischen Magnetfeldes ausgerichtet sind. Das bedeutet, dass alle Kerne einer Probe die beschriebene Präzessionsbewegung ausführen, sich aber die Dipolmomente der meisten Kerne gegenseitig kompensieren, da sie in entgegengesetzte Richtungen zeigen. Nur der geringe Überschuss bewirkt insgesamt eine messbare Magnetisierung $\vec{M}$ in Richtung des äußeren statischen Feldes (die Longitudinalmagnetisierung in Longitudinalrichtung).^[1]

Für die Präzessionsbewegung der Kernspins existiert eine Resonanzfrequenz. Bei Atomkernen (aber auch beim Elektron) wird diese Eigenfrequenz Larmorfrequenz genannt. Sie hängt von der Stärke des äußeren Magnetfeldes und vom betrachteten Kern ab. Die in der medizinischen Anwendung relevanten Wechselfelder liegen überwiegend im Ultrakurzwellen-Bereich (für Wasserstoff bei 1 Tesla: 42,58 MHz). Lässt man senkrecht zum statischen Magnetfeld $\vec{B}_0$, also in der Transversalebene, ein magnetisches Wechselfeld mit genau der Resonanzfrequenz auf die Kerne einwirken, so werden alle Kerne phasensynchron aus ihrer aktuellen Lage zum statischen Feld ausgelenkt; beobachten kann man dies lediglich für die Gesamtmagnetisierung, die so um einen beliebigen Winkel (den „Anregungswinkel“) aus der Longitudinalrichtung ausgelenkt (gekippt) werden kann. Durch diesen Resonanzeffekt wird die makroskopische Magnetisierung $\vec{M}$ des Gewebes kontinuierlich gekippt, während sie gleichzeitig (genau wie jeder einzelne Kernspin) ständig weiter präzediert.

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

Wird das transversale Wechselfeld, welches die Magnetisierung $\vec{M}$ der Kerne gekippt hat, zum richtigen Zeitpunkt abgeschaltet, so rotiert die makroskopische Magnetisierung beispielsweise vollständig in der Transversalebene. 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 Transversalebene stehen, ist die gemessene Spannung proportional zur Quermagnetisierung $\vec{M}_T$ des Gewebes. Diese Quermagnetisierung ist von der genauen Folge (Sequenz) von Pulsen, vom Ort und vom Gewebetyp abhängig.

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

Spin-Gitter-Relaxation (Längsrelaxation T1)

→ Hauptartikel: Relaxation (NMR)

Durch Einbringen eines Hochfrequenzsignals kann die Magnetisierung so weit aus der Longitudinalrichtung (z-Richtung) gekippt werden, bis sie in der xy-Ebene präzediert; die z-Komponente der Magnetisierung nimmt den Wert Null an. Stellt man das Signal ab, so kommt es durch Wechselwirkung mit den umgebenden Atomen (die am „vibrierenden“ Gitter hängen, d. h. die Energie kommt vom Gitter über die Atome zu den Kernen) zu einer Relaxation (Spin-Gitter-Relaxation), d. h. die Magnetisierungsvektoren richten sich wieder entlang des statischen Feldes B₀ aus. Diese Ausrichtung erfolgt exponentiell:

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

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

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

Spin-Spin-Relaxation (Querrelaxationzeit T2)

→ Hauptartikel: Relaxation (NMR)

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 T₂:

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

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

Messsequenz, Ortskodierung, Bildaufbau

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

Zu Beginn steht ein Hochfrequenzimpuls der passenden Frequenz (Larmor-Frequenz), der sogenannte 90°-Anregungsimpuls. Durch diesen wird die Magnetisierung um 90° quer zum äußeren Magnetfeld ausgelenkt. Sie beginnt um die ursprüngliche Achse zu kreisen. Wie bei einem Kreisel, welcher angestoßen wird, nennt man diese Bewegung Präzession.

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. Die Zeit, nach der 63 % des Signals zerfallen sind, nennt man T₂-Relaxationszeit (Spin-Spin-Relaxation). Diese Zeit hängt von der chemischen Umgebung 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 einen geeigneten 180°-Rephasierungs-Hochfrequenzimpuls kann man bewirken, dass ein Teil der Dephasierung ($T_2^*$-Dephasierung durch zeitlich unveränderliche Magnetfeldinhomogenitäten) zum Zeitpunkt der Messung wieder rückgängig gemacht wird, so dass wieder mehr Spins in der gleichen Phase sind. Die Signalstärke hängt dann nicht von der $T_2^*$-Relaxationszeit ab, sondern nur noch von der T₂-Relaxationszeit, die auf nicht-reversiblen Effekten beruht. Abhängig von den Sequenz-Parametern kann das Signal darüber hinaus auch von der sogenannten T₁-Relaxationszeit (Spin-Gitter-Relaxation) abhängen, die ein Maß für die Geschwindigkeit ist, mit der sich die ursprüngliche Längsausrichtung der Spins zum äußeren Magnetfeld wieder einstellt. Die T₁-Zeit ist ebenfalls gewebespezifisch, aber in der Regel deutlich (5× bis 20×) länger als die T₂-Zeit. Die T₁-Zeit von Wasser beträgt z. B. 2,5 Sekunden. T₁-gewichtete Messsequenzen erlauben wegen des stärkeren Signals eine bessere Ortsauflösung, aber einen geringeren Gewebekontrast als T₂-gewichtete Bilder.

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

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

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

Stärke des Magnetfeldes

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

Ganzkörpersysteme

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

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

• das Leibniz-Institut für Neurobiologie (IfN) in Magdeburg (7-Tesla-Gerät für Kopfuntersuchungen; seit 2005)^[3]
• das Erwin L. Hahn Institut für Magnetresonanz^[4] der Universitäten Duisburg-Essen und Radboud (Nijmegen) (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2006)
• das Institute for Biomedical Engineering (IBT)^[5] der ETH Zürich (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2006) ^[6]
• das Max-Planck-Institut für biologische Kybernetik in Tübingen (9,4-Tesla-System für Kopfuntersuchungen, seit 2007)^[7]
• das Allgemeine Krankenhaus der Stadt Wien als Teil der Medizinischen Universität Wien (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2008)^[8]
• das Max-Planck-Institut für Kognitions- und Neurowissenschaften in Leipzig (7-Tesla-Gerät für Kopfuntersuchungen; seit 2008)^[9]
• das Deutsche Krebsforschungszentrum in Heidelberg (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, seit 2008)^[10][11]
• das Max-Delbrück-Centrum für Molekulare Medizin in Berlin (7-Tesla-Ganzkörper-MRT, Nutzbarkeit von 2009 an) ^[12][13]
• das Forschungszentrum Jülich (9,4-Tesla-MR-PET-Hybridsystem für Kopfuntersuchungen, seit April 2009)^[14].

Ein Ganzkörper-MRT mit einer noch höheren Feldstärke von 11,7 Tesla wird gerade am CEA-Zentrum Neurospin in Saclay (Frankreich) entwickelt.^[15]

Kleintier- und Experimentalsysteme

In der physikalischen, chemischen und biomedizinischen Forschung sind Hochfeldgeräte für Proben und Kleintiere mit bis zu 21 Tesla 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 u. a. Altersbestimmungen von Objekten durchgeführt werden, welche chemisch oder radiologisch nicht möglich sind. So können z. B. die inneren Strukturen eines komplexen Verbundsystems wie historisch bedeutsame archäologische Funde zerstörungsfrei untersucht werden.

Bildbeurteilung

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

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

In der 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

Sagittale MRT-Aufnahme eines menschlichen Kopfes

zerstörungfreie Abbildung einer Kiwi mittels MRT

Vorteile der Magnetresonanztomographie

Schlagendes Herz

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 oder in der Computertomographie. Eine weitere Verbesserung ergibt sich durch zwei Aufnahmeserien, ohne und mit Gabe von Kontrastmitteln, so werden z. B. durch eine intensivere Weißfärbung Entzündungsherde oder auch vitales Tumorgewebe besser erkannt.

Neue, 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 links) 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.

Nachteile der MRT

• Die Auflösung ist bei klinischen Standardsystemen durch technische Gegebenheiten auf etwa einen Millimeter begrenzt. Im Forschungsbereich können räumliche Auflösungen von unter 0,02 mm erreicht werden.
• Metall am oder im Körper kann Nebenwirkungen und Bildstörungen verursachen. Manche Metallfremdkörper (z. B. Eisensplitter im Auge oder Gehirn) können durch Verlagerung oder Erwärmung während der Untersuchung sogar gefährlich sein, so dass eine Kernspin-Untersuchung bei solchen Patienten kontraindiziert sein kann. Moderne Metallimplantate wie Titan und selbst Stahllegierungen sind abhängig von der Zusammensetzung para- oder diamagnetisch und stellen damit in der Regel kein Problem in der MRT dar.
• Elektrische Geräte können im Magneten beschädigt werden. Träger eines Herzschrittmachers und ähnlicher Geräte durften daher bisher nicht untersucht werden. Neuere Studien zeigen, dass unter bestimmten Voraussetzungen auch Personen untersucht werden können, die einen Herzschrittmacher tragen. Dies geschieht zurzeit aber nur in einigen größeren Zentren und noch nicht als Routinediagnostik, da die Schrittmacherhersteller bislang nicht garantieren, dass ihre Geräte eine MRT-Untersuchung schadlos (für Gerät und Patienten) überstehen.
• 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 moderner Multikanalsysteme 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. Knochenerkrankungen wie z. B. Entzündungen oder Tumore sind hingegen aufgrund der gesteigerten Durchblutung und des damit verbundenen Wassergehalts oft besser zu erkennen als bei Röntgen- oder CT-Untersuchungen.
• Sehr selten kann eine allergische Reaktion auf das Kontrastmittel auftreten, wobei die MR-Kontrastmittel in der Regel wesentlich besser vertragen werden als die jodhaltigen Röntgen-Kontrastmittel.
• Neuerdings werden vereinzelt kontrastmittelinduzierte nephrogene systemische Fibrosen beobachtet.
• Durch die starken magnetischen Kräfte kommt es während der Aufnahme zu lauten Geräuschen; je nach gewählter Sequenz ist ein intermittierendes Klopfen, Summen, Rattern oder Sägen zu hören.
• 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 nicht abgeschaltet werden dürfen.
• 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 70 cm (statt 60 cm). Außerdem gibt es spezielle offene Geräte, die zwar eine etwas schlechtere Feldhomogenität aufweisen, dafür aber auch dem Arzt Zugriff beispielsweise für MRT-geführte Biopsien gewähren.

Artefakte

Im Vergleich zur Computertomographie treten Artefakte häufiger auf und stören die Bildqualität meist mehr. 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. Herzschrittmacher und ICD-Systeme können durch die Untersuchung beschädigt werden. Die magnetischen Wechselfelder können den Schrittmacher und die implantierten Elektroden erwärmen, bewegen oder in ihrer Funktion stören, und es kann zu Reizschwellenanstiegen kommen. In einzelnen Zentren werden mittlerweile unter besonderen Vorsichtsmaßnahmen auch Schrittmacherpatienten untersucht (off-label-use); schrittmacherabhängige Patienten sind davon i. d. R. ausgenommen. Die Firma Medtronic hat ein MRT-fähiges Schrittmacher- und Elektroden-System entwickelt, das in Deutschland zugelassen ist. Das System „steht unter ständiger klinischer Beobachtung“.^[16]
• Metallsplitter oder Gefäßclips aus ferromagnetischem Material in ungünstiger Lage (z. B. im Auge, Gehirn)
• temporärer Cava-Filter
• erstes Trimenon (= 1.–13. Woche) der Schwangerschaft (relative Kontraindikation)
• Cochleaimplantat (Bei manchen Cochleaimplantaten ist ein MRT unter Befolgung genauster 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)
• große oder schleifenförmig angeordnete Tätowierung im Untersuchungsgebiet (metallhaltige Farbpigmente können sich erwärmen bzw. Hautverbrennung bis II. Grades hervorrufen ^[17])
• Klaustrophobie (= „Raumangst“) (relative Kontraindikation, Untersuchung in Sedierung oder Narkose möglich)
• größere, nicht abnehmbare Piercings aus magnetischen Materialien

Liste von Abkürzungen gebräuchlicher MR-Sequenzen

Abkürzung	Erklärung	Synonym
CE-FAST: Contrast Enhanced Fast Acquisition in the Steady State	GE mit SE-Anteil durch Ausnutzung der Gleichgewichtsmagnetisierung	PSIF, CE-GRASS
CISS: Constructive Interference in Steady State	Zwei GE-Sequenzen, deren Einzelsignale konstruktiv addiert werden
CORE: Clinically Optimized Regional Exams
CSFSE: Contiguous Slice Fast-acquisition Spin Echo
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
GRE: Gradienten-Echo		GE
HASTE: Half fourier-Acquired Single shot Turbo spin Echo	Turbo-SE mit Half-Fourier-Akquisition, alle Rohdaten in einem Pulszug
IR: Inversion Recovery	SE o.a. mit vorgeschaltetem 180°-Puls
IRABS: Inversion Recovery Fast Grass
LOTA: Long Term Averaging
MAST: Motion Artifact Suppression Technique
MPGR: slice-MultiPlexed Gradient Refocused acquisition with steady state
MP-RAGE: Magnetization Prepared Rapid Gradient Echo	3D-Variante von Turbo-FLASH
MSE: Modified Spin Echo
PCMHP: Phasenkontrast-Multi-Herzphasen
PSIF: Precision Study with Imaging Fast (umgedrehtes FISP)	GE mit SE-Anteil durch Ausnutzung der Gleichgewichtsmagnetisierung	CE-FAST, CE-GRASS
RARE: Rapide Acquisition with Relaxation Enhancement	SE mit mehreren 180°-Pulsen, pro Echo eine Rohdatenzeile	TSE, FSE
RASE: Rapid Acquisition Spin Echo
RASEE: Rapid Acquisition Spin Echo Enhanced
SE: Spin-Echo	90°–180°-Pulsfolge
SENSE: Sensitivity-Encoded
SMASH: Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics
SPGR: Spoiled Gradient Recalled Acquisition in the Steady State	Gradienten-Echo mit Spoilern	FLASH
STE: Stimulated Echo
STEAM: Stimulated Echo Acquisition Mode	Pulsfolge mit drei 90°-Pulsen
SPIR: Spectral Presaturation with Inversion Recovery	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
UTSE: Ultra-fast Turbo Spin-Echo
VIBE: Volume Interpolated Breathhold Examination

Untersuchungsdauer bei einer Magnetresonanztomographie

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

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

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

Ortskodierung

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

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

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

Kosten für ein Magnetresonanztomogramm (Deutschland)

Die Preise für MRT richten sich in Deutschland nach der Gebührenordnung für Ärzte und liegen zwischen 140 und 1200 Euro je nach Organ und Aufwand der Untersuchung.^[18] Die Gesetzliche Krankenversicherung vergütet für ihre Versicherten nach dem Einheitlichen Bewertungsmaßstab, der deutlich niedrigere Preise (90–125 Euro) festlegt. Spezielle Verfahren (Herz-MRT, Ganzkörperuntersuchungen, Gefäßdarstellungen, Mamma-MRT) werden von den gesetzlichen Versicherungen nur zum Teil oder gar nicht bezahlt. Die Erstellungskosten liegen nach Angaben von Radiologen teilweise so hoch, dass die Geräte nur mit Mischkalkulationen und zusätzlichen Privatleistungsangeboten betrieben werden können.

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.^[19]

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 einer menschlichen Wirbelsäule

• 

  MRT des menschlichen Herzens, Vierkammerblick; Animierte Version

• 

  MRT des menschlichen Herzens, Sagittal-Ansicht; Animierte Version

• 

  MRT des linken Sprunggelenks mit Achillessehnenödem oberhalb des Fersenbeins

• 

  T2 MRT eines menschlichen Schädels; Schleimhautzyste in Sinus Maxillaris Dexter. Animierte Version

• 

  Offener Magnetresonanztomograph an der Klinik für diagnostische Radiologie des Universitätsklinikums Magdeburg

Hersteller von MRT-Anlagen

• Bruker (Hochfeld-Forschungstomographen)
• Esaote (Niederfeld-Tomographen mit Permanentmagnet für die Extremitätendiagnostik)
• Fonar Corp., Melville, N.Y.
• GE Healthcare
• Hitachi Medical Systems
• PhiHealth (Partnerschaft mit Cerner Corporation)
• Philips Medizin Systeme
• Siemens Sector Healthcare
• Toshiba
• Varian, Inc. (ab 2011 Agilent)

Datenformat

Für die Speicherung und Archivierung der Ergebnisse medizinischer bildgebender Verfahren hat sich der DICOM-Standard weitgehend durchgesetzt. So ist es unter Umständen möglich, dass der Patient nach seiner Untersuchung einen Datenträger (z. B. CD-ROM oder DVD-ROM) mit seinen eigenen Schnittbildern mit nach Hause nehmen kann. Häufig werden diese Bilder nicht in ein gebräuchlicheres Grafikformat wie z. B. JPEG umgewandelt, so dass der Patient ein gesondertes Anzeigeprogramm benötigt, um die Bilder zu betrachten. Hierfür kann auf dem ausgeteilten Datenträger ein lizenziertes Anzeigeprogramm enthalten sein, das neben der Darstellung der DICOM-Bilder unter Umständen auch Zusatzfunktionen wie Vermessungen oder Lupenwerkzeuge anbietet.

Medien

• Manfred Spitzer: Bilder des lebendigen Geistes. RealVideo aus der BR-alpha-Reihe „Geist und Gehirn“ (ca. 15 Minuten)

Literatur

• 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. 9, Springer, Heidelberg 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.

Einzelnachweise

1. ↑ Hanson, Lars G.: Is Quantum Mechanics necessary for understanding Magnetic Resonance? In: Concepts in Magnetic Resonance Part A, Bd. 32A, Nr. 5, 2008, S. 329–340 (doi:10.1002/cmr.a.20123; preprint-pdf, 515 kiByte).
2. ↑ W. D. Rooney u. a.: Magnetic field and tissue dependencies of human brain longitudinal 1H2O relaxation in vivo. In: Magn. Reson. Med. Bd. 57, 2007, S. 308–318. PMID 17260370; doi:10.1002/mrm.21122
3. ↑ Siemens-Broschüre zum 7-T-System in Magdeburg
4. ↑ Erwin L. Hahn Institute for Magnetic Resonance Imaging
5. ↑ Institute for Biomedical Engineering (IBT) an der ETH Zürich
6. ↑ Presseinformation von Philips zum 7-Tesla-MRT in Zürich
7. ↑ Magnetresonanzzentrum am MPI für biologische Kybernetik in Tübingen
8. ↑ Hochfeld-MRT an der Universität Wien
9. ↑ Mitteilung des MPI in Leipzig zum 7-Telsa-Ganzkörper-MRT
10. ↑ Ultrahochfeld-MRT-Arbeitsgruppe am DKFZ in Heidelberg
11. ↑ Pressemitteilung des DKFZ in Heidelberg zum 7-Tesla-Ganzkörper-MRT
12. ↑ Pressemitteilung des MDC in Berlin zum 7-Tesla-Ganzkörper-MRT
13. ↑ Hochfeld-MRT am MDC in Berlin
14. ↑ 9,4-Tesla-MR-PET am Forschungszentrum Jülich
15. ↑ http://neurospin.org
16. ↑ herzberatung.de
17. ↑ William A. Wagle and Martin Smith, Tattoo-Induced Skin Burn During MR Imaging, AJR 2000; 174:1795
18. ↑ Gebührenordnung für Ärzte, Punkt O III: Magnetresonanztomographie
19. ↑ http://www.aerzteblatt.de/nachrichten/44512/MRT_laut_Barmer_Arztreport_in_Deutschland_am_haeufigsten.htm

Weblinks

 Commons: Magnetresonanztomographie – Album mit Bildern und/oder Videos und Audiodateien

• Magnete, Spins und Resonanzen Eine Einführung in die Grundlagen der Magnetresonanztomographie (pdf von Siemens) (4,13 MB)
• Technische Aspekte der Kernspintomographie: Gradientenecho-Sequenz, Frequenzkodierung und Verschiebungsartefakte (Zahlr. Abb., einschl. Formel der Fourier-Transformation)
• Verständliche Animation von BIGS zu Details des MRT, wie Pulssequenzen, Relaxieren oder Spinmodifizierung
• Erklärung und Animation zur Magnetresonanztomographie bei Quarks & Co
• The Basics of MRI
• MRIcro software for displaying and analyzing MR images by Chris Rorden
• MRI im Einsatz (englisch)
• kMED, Lernplattform der hessischen Universitäten mit einem großem Angebot von Seiten der Radiologie
• Lernspiel auf nobelprize.org (englisch)
• Flash-Animationen, welche die Physik anschaulich erklären (englisch)