1 Physikalische Grundlagen

1.1 Allgemeines

Die Magnetresonanztomografie (MRT) ist ein bildgebendes Verfahren, das sich in den letzten Jahren zu einer Standardmethode in der modernen Radiologie etabliert hat. Heutzutage ist das diagnostische Werkzeug aus der Routine nicht mehr wegzudenken. Das Grundprinzip der Funktionsweise basiert auf dem magnetischen Moment von Protonen, und deren Absorption beziehungsweise Emission von Hochfrequenzstrahlung in einem statischen Magnetfeld.

Anders als bei herkömmlichen Schnittbildverfahren wie z.B. der Computertomografie (CT), Positronen-Emissions-Tomografie (PET) oder SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography), kommt es beim Patienten im MRT zu keiner Strahlenbelastung durch ionisierende Strahlung, da die Frequenz der Standard-MRTs sich im UKW-Bereich befindet. Ein weiterer Vorteil ist die hohe Flexibilität der Bildgebung und die verschiedensten Kontraste, die während einer Untersuchung dargestellt werden können. Das durch die Relaxationszeiten T1, T2 und der Protonendichte verursachte Kontrastverhalten ist ausschlaggebend für den Erfolg des MRT. Je nachdem welches Gewebe oder Organ untersucht wird, unterscheiden sich diese Parameter erheblich, was durch die Anwendung unterschiedlicher Sequenzen eine Differenzierung der verschiedensten Gewebearten ermöglicht. Die Nachteile, die sich hieraus ergeben sind, dass die Bildintensitäten keinen direkten Zusammenhang mit der unterliegenden Pathologie ausweisen, weshalb grundsätzlich mehrere Messungen mit unterschiedlichen Kontrasten durchgeführt werden müssen, was zu längeren Untersuchungszeiten führt.

1.2 Atome und ihre Eigenschaften

Die Grundlage jeglicher Materie sind Protonen (positiv geladen), Neutronen (neutral geladen) und Elektronen (negativ geladen). Die Atomkerne sind dabei aus Neutronen und Protonen aufgebaut, die sich lediglich durch ihre Anzahl im Kern unterscheiden. Wasserstoffatome eignen sich am besten für die Untersuchung im Magnetresonanztomografen. Wasserstoff kommt je nach Alter des Patienten am häufigsten vor (60–70%). Es besitzt den einfachsten Atomkern. Dieser besteht aus einem einzigen positiv geladenen Proton. Zur Bildgebung werden die magnetischen Eigenschaften der Protonen genutzt. Somit hat das Proton einen äußeren magnetischen Moment. Dieser Tatsache entsprechend könnten alle Atome mit einer ungeraden Anzahl von Protonen, theoretisch zur Diagnostik herangezogen werden. Medizinisch werden neben Wasserstoff auch Natrium (Na), Fluor (F), Phosphor (P) und Kohlenstoff (C) zur Diagnostik (wie z.B. in der Infarkt- und Tumordiagnostik) verwendet.

1.2.1 Larmorfrequenz

Ist die Anzahl der Protonen ungerade, besitzen die Kerne einen Spin (Synonym: Eigendrehimpuls). Die Spins sind kreuz und quer im Raum verteilt. Werden sie nun aber mit einem stabilen äußeren Magnetfeld (B0) konfrontiert, richten sich die Protonen parallel und/oder antiparallel entlang der Feldlinien aus. Die Kerne beginnen in Kreisbewegungen zu rotieren (Präzession) mit einer Frequenz (ω0) um die Achse des äußeren Magnetfeldes. Diese Präzessionsfrequenz wird auch Larmorfrequenz (ωLarmor) genannt. Sie ist abhängig von der magnetischen Flussdichte (B0) und der gyromagnetischen Konstante (γ) des spezifischen Kerns.

ωLarmor = γ × B0 (1.1)

Die Larmorfrequenz der Wasserstoffatome beträgt etwa 42,6 MHz bei 1 Tesla.

In dieses System wird daraufhin ein Hochfrequenzimpuls (HF-Impuls) übertragen, was die Spins auslenken lässt. Ein Teil dieser Energie wird durch die Spins absorbiert (Resonanz). Wird der HF-Impuls nun wieder abgeschaltet, drehen sich die Spins zurück in ihre Ausgangsrichtung und geben dabei Induktionen ab, die mittels Empfängerspulen gemessen werden können. Die Stärke dieses Signals ist proportional zur Zahl der angeregten Protonen und somit zur Protonendichte.

MRT-Bilder können T1-, T2-, protonen- oder diffusionsgewichtet sein. Dies ist abhängig von der Sequenz, der Repetitionszeit (TR: Time of Repetition; Zeit zwischen den Wiederholungen der Impulssequenz), sowie der Echozeit (TE: Time to Echo; Zeit zwischen Anregung und Messung des MR-Signals).

Das empfangene Signal in der MRT ist also von 3 Parametern abhängig (Kap. ▶ 1.4 Bildkontrast):

• T1-Relaxation (Spin-Gitter)

• T2-Relaxation (Spin-Spin)

• Protonendichte

1.2.2 T1-Zeitkonstante – longitudinale Relaxation (Längsmagnetisierung)

T1 ist eine Zeitkonstante der Spin-Gitter-Wechselwirkung, die von der Stärke des äußeren Magnetfelds und der Bewegung der inneren Moleküle abhängig ist. Gewebearten mit einer kurzen Erholungsphase geben mehr Signal ab und stellen sich somit hell im Bild dar (z.B. Fettgewebe). Gewebearten mit einer langen Erholungsphase (Knochen, Luft) erscheinen im Bild dunkel.

1.2.2.1 T1-Kontrast

Die TE befindet sich zwischen 15–40ms bei einer gleichzeitig eingestellten TR zwischen 200–700ms (Standard TR ab 450ms) bei 1,5 T.

Es kommt zu vielen aufeinanderfolgenden Anregungen mittels Hochfrequenzimpulsen mit einer kurzen TR. Die Anregungen verstärken sich, so bleibt die diese Anregung lange erhalten. Die Magnetisierung in XY-Richtung nimmt ab und baut sich in Z-Richtung wieder auf. Die in Gittern gebundenen Protonen richten sich schnell entlang dem B0 wieder aus. Damit sind sie für erneute Anregungen empfindlich.

1.2.3 T2/T2*-Zeitkonstante – transversale Relaxation

T2 beschreibt die Zeit, in der die Quermagnetisierung abklingt. Auch sie ist gewebespezifisch. Sie ist von der Magnetfeldstärke unabhängig. Im Gegensatz zur T1 wird bei der T2 keine Energie an die Umgebung abgegeben, sondern mit anderen Spins ausgetauscht. Dadurch kommt es zur sogenannten Dephasierung der Spins. Man spricht bei der T2-Relaxation also von einer reinen Wechselwirkung unter den einzelnen Spins. Somit wird dieser Effekt auch als Spin-Spin-Relaxation bezeichnet. Gewebe mit einer kurzen T2 (Gefäße, Knochen, Luft) stellen sich im Bild dunkel dar. Gewebe mit einer langen T2 (krankhaftes Gewebe, Gehirnflüssigkeit) hell.

1.2.3.1 T2-Kontrast

Die TE befindet sich zwischen 60–100ms bei einer gleichzeitig eingestellten TR zwischen 1000–3000. Die lange TR dient der Unterdrückung des T1-Signals.

1.2.4 Protonendichte

Informationen zur Protonendichte (PD) werden mittels protonengewichteter MRT-Sequenzen gesammelt. Bei diesen speziell gewichteten Aufnahmeverfahren erfolgt eine kurze Anregung mit unmittelbarer Messung. Flüssigkeiten und Weichteile (enthalten ein hohes Echosignal) erscheinen im Bild als heller Grauton, Kompakta und Luft werden im Bild schwarz dargestellt.

Zum Aufbau einer großen Magnetisierung wird ein sehr langes TR und ein sehr kurzes TE benötigt.

Die TE befindet sich zwischen 10–30ms bei einer gleichzeitig eingestellten TR zwischen 2000–4000ms.

1.3 Bildentstehung

Zeitgleich zum HF-Impuls werden 3 weitere, statische Magnetfelder, die senkrecht zueinanderstehen, genutzt. Diese bezeichnet man auch als Gradientenfelder. Sie dienen der Ortscodierung der MRT-Signale. Man unterscheidet sie in:

• Schichtcodierung

• Phasencodierung

• Frequenzcodierung

Die MR-Signale müssen räumlich eindeutig voneinander getrennt werden, um gewebespezifisch unterschieden zu werden. Die hierzu notwendigen Gradientenspulen sind paarweise gegenüber dem Magneten gelegen und gegeneinander entgegengesetzt gepolt. Die Überlagerung des statischen Magnetfelds B0 mit Gradientenfeldern bewirkt, dass in jedem Punkt des aufzunehmenden Volumens eine unterschiedliche Feldstärke anliegt. So kann jedes Signal einem ganz bestimmten Voxel zugeordnet werden.

1.3.1 Selektive Schichtauswahl (Z-Schichtkodierung)

Wir haben also...