Magnetresonanztomographie

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MRT-Gerät (Philips Achieva 3.0 T)
MRT-Aufnahme eines menschlichen Kniegelenks
Volumen-Rendering einer Kopf-MRT
MRT-Schnittbilder eines menschlichen Gehirns (Transversalebene), als zeitliche Abfolge dargestellt
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 (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.

Mit der MRT kann man Schnittbilder des menschlichen (oder tierischen) Körpers erzeugen, die eine Beurteilung der Organe und vieler krankhafter Organveränderungen erlauben. Sie basiert auf – in einem Magnetresonanztomographiesystem (Kurzform: Kernspintomograph, MRT-Gerät) erzeugten – 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 strahlt“, 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. 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.

Im Gerät 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[Bearbeiten]

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

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 niedrige Feldstärken bis ca. 0,5 Tesla werden Permanentmagnete oder konventionelle Elektromagnete verwendet, für höhere Feldstärken dagegen supraleitende Magnetspulen.

Historische Entwicklung[Bearbeiten]

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 machten. Erstens gelang es ihm mit Feldgradienten-NMR, d. h. die 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 erzielt 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, Deutschland, damals einziger kommerzieller Hersteller der notwendigen "gepulsten NMR-Spektrometer" hatte Anfang der 1960er Jahre in einer Gruppe um die Physiker Bertold Knüttel und Manfred Holz "quarzgesteuerte" NMR-Impulsspektrometer[1] entwickelt, die z. B. von Mansfield für grundlegende Experimente benutzt werden konnten. 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). 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 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 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), 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 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 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. Abweichende 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[Bearbeiten]

Kurzfassung[Bearbeiten]

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 im Schwerefeld

Das Verfahren beruht darauf, dass die Atomkerne im untersuchten Gewebe durch eine Kombination von statischen und hochfrequenten magnetischen Feldern gezielt phasensynchron zu einer bestimmten Bewegung angeregt werden und dann ein messbares Signal in Form einer Wechselspannung abgeben, bis die Bewegung abgeklungen ist. Diese Bewegung heißt Larmorpräzession und ist mechanisch analog an einem Spielzeugkreisel zu beobachten, wenn seine Drehachse nicht senkrecht steht, sondern um die Senkrechte herum eine Präzession vollführt (s. Abb. rechts). Sowohl zur Anregung als auch zur Beobachtung des Signals ist eine Resonanzbedingung zu erfüllen, mit deren Hilfe es mittels inhomogener statischer Magnetfelder möglich ist, den Ort der präzedierenden Kerne zu ermitteln.

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 (Paramagnetismus). Durch ein kurzzeitig angelegtes zusätzliches hochfrequentes Wechselfeld im Radiofrequenzbereich lässt sich diese Magnetisierung aus der Richtung des statischen Feldes auslenken (kippen), also teilweise oder ganz (Sättigung) in eine transversale Magnetisierung umwandeln. Die transversale Magnetisierung beginnt sofort um die Feldrichtung des statischen Magnetfeldes zu präzedieren, d. h. die Magnetisierungsrichtung rotiert (siehe Abbildung zur Präzession). Diese Präzessionsbewegung der Gewebemagnetisierung induziert wie die Rotation des Magneten im Dynamo in einer Spule (Empfängerstromkreis) eine elektrische Spannung und kann damit nachgewiesen werden. Ihre Amplitude ist proportional zur transversalen Magnetisierung.

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 präzedierende Wasserstoffkern befindet. Daher unterscheiden sich die verschiedenen Gewebearten charakteristisch in ihrem Signal, was zu verschiedenen Signalstärken (Helligkeiten) im resultierenden Bild führt.

Grundlagen[Bearbeiten]

Präzessionsbewegung der Kerndrehachse

Die physikalische Grundlage der Magnetresonanztomographie (MRT) bildet die Kernspinresonanz (engl. nuclear magnetic resonance, NMR). Hier nutzt man die Tatsache, dass die Atomkerne von Wasserstoff (Protonen) einen Eigendrehimpuls (Spin) und ein magnetisches Dipolmoment besitzen. Auch manche anderen Atomkerne haben Spin und erhalten dadurch ein magnetisches Moment. (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 \vec{B}_0 gebracht, so ist seine Energie am niedrigsten, wenn das magnetische Dipolmoment zum Feld \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 außen messbare Magnetisierung \vec{M} in Richtung des äußeren statischen Feldes (die Longitudinalmagnetisierung in Longitudinalrichtung).[2]

Die Präzessionsbewegung der Kernspins erfolgt mit der Larmorfrequenz. Sie hängt von der Stärke des äußeren Magnetfeldes und vom betrachteten Kern ab, für Protonen bei 1 Tesla ist sie 42,58 MHz, also im UKW-Radiowellenbereich. Ein hochfrequentes Zusatzfeld, das senkrecht zum statischen Magnetfeld \vec{B}_0, also in der Transversalebene, schwingt und dessen Frequenz mit der Larmorfrequenz 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 \vec{M}_T(x, y, z).

Spin-Gitter-Relaxation (Längsrelaxation T1)[Bearbeiten]

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 ist die Einwirkung fluktuierender Störfelder auf die Momente der einzelnen Kerne, die durch benachbarte Atome hervorgerufen werden, die ihrerseits im thermischen Gleichgewicht mit der weiteren Umgebung stehen, die aus historischen Gründen als "Gitter" bezeichnet wird. D. h., die Magnetisierung richtet sich wieder entlang des statischen Feldes B_0 aus, die Energie geht von den Kernen über die Atome ins Gitter. Diese Ausrichtung erfolgt exponentiell:

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

wobei M_0 die Stärke der Magnetisierung in Richtung von B_0 im Gleichgewichtszustand ist. Die Konstante c gibt an, in welchem Zustand außerhalb des Gleichgewichts sich das System zu Beginn des Relaxationsprozesses befindet (z. B. c=1: Sättigung, c=2: Inversion). Die Zeit bis die z-Komponente ca. 63 % ihres Ausgangswertes wieder erreicht hat, nennt man Spin-Gitter-Relaxationszeit oder auch T_1-Zeit.

Die 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 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 T_2-Zeiten in Festkörpern für die konventionelle Magnetresonanz-Tomographie keine Rolle. Typische Werte für T_1 im menschlichen Gewebe liegen zwischen einigen Sekunden für Körperflüssigkeiten wie Blut oder Hirnwasser (Liquor) und ca. 100 ms für Körperfett (beispielsweise beträgt die T_1-Zeit von Liquor bei 1,5 Tesla etwa 4 Sekunden, die T_1-Zeit der grauen Hirnsubstanz ungefähr 1,2 Sekunden [3]).

Spin-Spin-Relaxation (Querrelaxationzeit T2)[Bearbeiten]

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 T_2:

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

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

Messsequenz, Ortskodierung, Bildaufbau[Bearbeiten]

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 T_2-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 T_2-Zeit als normales Muskelgewebe. Eine T_2-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 T_2-Relaxationszeit, die auf nicht-reversiblen Effekten beruht. Abhängig von den Sequenz-Parametern kann das Signal darüber hinaus auch von der sogenannten T_1-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 T_1-Zeit ist ebenfalls gewebespezifisch, aber in der Regel deutlich (5× bis 20×) länger als die T_2-Zeit. Die T_1-Zeit von Wasser beträgt z. B. 2,5 Sekunden. T_1-gewichtete Messsequenzen erlauben wegen des stärkeren Signals eine bessere Ortsauflösung, aber einen geringeren Gewebekontrast als T_2-gewichtete Bilder.

Eine klinische MRT-Untersuchung umfasst im Allgemeinen stets T_1- und T_2-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. Dabei wird ausgenutzt, dass für ein bestimmtes Teilchen die Larmorfrequenz von der magnetischen Flussdichte abhängt (je stärker der Feldanteil senkrecht zur Richtung des Teilchendrehimpulses, desto höher die Larmorfrequenz):

  • 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[Bearbeiten]

Die Stärke des Magnetfelds B_0 wirkt sich unmittelbar auf die Signalqualität der gemessenen Daten aus, da das Signal-Rausch-Verhältnis ungefähr proportional zur Feldstärke B_0 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.

Niederfeldgeräte mit 0,2–0,5 Tesla sind heute nur noch vereinzelt im Einsatz. Üblicherweise hat das Magnetfeld B_0 für diagnostische Zwecke heute eine Stärke von mindestens 1–1,5 Tesla. Seit ungefähr 2006 werden bei Neuanschaffungen zunehmend Hochfeldgeräte mit Feldstärken von 3 Tesla aufgestellt. Werden 3 Tesla überschritten, können die Probanden nur sehr langsam in den Magneten gefahren werden, da es infolge der entstehenden Wirbelströme im Gehirn sonst zu Schwindel und Übelkeit kommen kann.

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

Ein Ganzkörper-MRT mit einer noch höheren Feldstärke von 11,7 Tesla wird gerade am CEA-Zentrum Neurospin in Saclay (Frankreich) entwickelt.[16]

Experimentalsysteme[Bearbeiten]

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 z. B. Altersbestimmungen von Objekten durchgeführt werden, welche chemisch oder radiologisch nicht möglich sind.

Bildbeurteilung[Bearbeiten]

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 signalreich, hell und von hypointens für signalarm, dunkel.

Je nach Gewichtung kommen die verschiedenen Gewebe in charakteristischer Intensitätsverteilung 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 dazu 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[Bearbeiten]

Vorteile der Magnetresonanztomographie[Bearbeiten]

Schlagendes Herz
Sagittale MRT-Aufnahme eines menschlichen Kopfes
Zerstörungsfreie Abbildung einer Kiwi mittels MRT

Ein Vorteil der MRT gegenüber anderen bildgebenden Verfahren ist der bessere Weichteilkontrast. Sie 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 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.

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[Bearbeiten]

  • 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.
  • Metall am oder im Körper kann 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. 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.
  • Für MRTs von 1,5 Tesla ist bekannt, dass sie sicher für Amalgamfüllungen sind. Allerdings zeigen türkische Wissenschaftler, dass neuartige MRTs mit Feldstärken von 3 und mehr Tesla nicht völlig frei von Auswirkungen auf die Randundichtigkeiten von Amalgamfüllungen sind. [17]
  • 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 dieser Personenkreis untersucht werden kann. Das geschieht derzeit 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 Patient) überstehen.
  • 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. Durch die Entwicklung moderner Multikanalsysteme stellen diese Untersuchungen jedoch kein Problem mehr dar und halten mehr und mehr Einzug in die klinische Routinediagnostik.
  • Die Untersuchung ist im Vergleich zu anderen bildgebenden Verfahren oft zeitaufwändiger.
  • 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 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 Magnetfelder kommt es während der Aufnahme mitunter zu lauten Geräuschen; 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.
  • 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 Geräte, die zwar eine etwas schlechtere Feldhomogenität aufweisen, dafür aber auch dem Arzt Zugriff gewähren, beispielsweise für MRT-geführte Biopsien.

Artefakte[Bearbeiten]

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[Bearbeiten]

  • Herzschrittmacher und Defibrillator-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.[18] Viele Schrittmacher und ICD-Systeme werden heute in kontrollierten klinischen Studien beobachtet.[19][20]
  • Metallsplitter oder Gefäßclips aus ferromagnetischem Material in ungünstiger Lage (z. B. im Auge oder im 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. Hautverbrennungen bis II. Grades hervorrufen [21])
  • Klaustrophobie (= „Raumangst“) (relative Kontraindikation, Untersuchung in Sedierung oder Narkose möglich)
  • Größere, nicht abnehmbare Piercings aus magnetischen Materialien

Liste von Abkürzungen gebräuchlicher MR-Sequenzen[Bearbeiten]

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
UTSE: Ultra-fast Turbo Spin-Echo
VIBE: Volume Interpolated Breathhold Examination

Untersuchungsdauer bei einer Magnetresonanztomographie[Bearbeiten]

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, so dass im Extremfall Aufnahmezeiten von unter einer Sekunde möglich sind.

Ortskodierung[Bearbeiten]

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 meist ein Gehörschutz oder ein Kopfhörer mit Musik aufgesetzt. Dieser 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. Von den meisten Patienten werden die Geräusche jedoch sehr gut toleriert, da sie durch den Gehörschutz ausreichend reduziert werden. Einige Patienten schlafen während längerer Untersuchungen sogar entspannt ein. Das trifft auch auf Patienten zu, die vor der Untersuchung Angst vor lauten Geräuschen angeben.

Kosten für ein Magnetresonanztomogramm (Deutschland)[Bearbeiten]

Die Preise für eine MRT richten sich in Deutschland nach der Gebührenordnung für Ärzte und liegen je nach Organ und Aufwand der Untersuchung zwischen 140 und 1200 Euro.[22] 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.[23]

Bildgalerie[Bearbeiten]

Hersteller von MRT-Anlagen[Bearbeiten]

Datenformat[Bearbeiten]

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[Bearbeiten]

  •  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.
  •  Roland Tammer, Sabine Hofer, Klaus-Dietmar Merboldt, Jens Frahm: Magnetic Resonance Imaging of the Rhesus Monkey Brain. V&R, Göttingen 2009, ISBN 978-3-52540424-9.

Weblinks[Bearbeiten]

 Commons: Magnetresonanztomographie – Album mit Bildern, Videos und Audiodateien
 Wiktionary: Magnetresonanztomographie – Bedeutungserklärungen, Wortherkunft, Synonyme, Übersetzungen

Einzelnachweise[Bearbeiten]

  1. A. Geiger, M. Holz: Automation and Control in high power pulsed NMR In: J. Phys. E: Sci.Instrum. 13, 1980, S. 697–707.
  2. 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).
  3. 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
  4. Siemens-Broschüre zum 7-T-System in Magdeburg (PDF; 1,5 MB)
  5. Erwin L. Hahn Institute for Magnetic Resonance Imaging
  6. Institute for Biomedical Engineering (IBT) an der ETH Zürich
  7. Presseinformation von Philips zum 7-Tesla-MRT in Zürich
  8. Magnetresonanzzentrum am MPI für biologische Kybernetik in Tübingen
  9. Hochfeld-MRT an der Universität Wien
  10. Millionen-Vertrag für 7-Tesla Magnetresonanztomographen unterzeichnet (PDF; 106 kB)
  11. Ultrahochfeld-MRT-Arbeitsgruppe am DKFZ in Heidelberg
  12. Pressemitteilung des DKFZ in Heidelberg zum 7-Tesla-Ganzkörper-MRT
  13. Pressemitteilung des MDC in Berlin zum 7-Tesla-Ganzkörper-MRT
  14. Hochfeld-MRT am MDC in Berlin
  15. 9,4-Tesla-MR-PET am Forschungszentrum Jülich
  16. NEUROSPIN: From Physics to the Human Brain, abgerufen am 29. Mai 2013.
  17. Yilmaz S, Misirlioglu M. The effect of 3 T MRI on microleakage of amalgam restorations. Dentomaxillofac. Radiol. 2013 Aug;42(8):20130072
  18. Deutsches Ärzteblatt: Spezielle MRT-fähige Elektroden, 28. September 2012.
  19. ClinicalTrials.gov: SureScan.
  20. ClinicalTrials.gov: ProMRI.
  21. William A. Wagle and Martin Smith, Tattoo-Induced Skin Burn During MR Imaging, AJR 2000; 174:1795
  22. Gebührenordnung für Ärzte, Punkt O III: Magnetresonanztomographie
  23. Deutsches Ärzteblatt: MRT laut Barmer Arztreport in Deutschland am häufigsten