Die Kernspintomographie wird auch als Magnetresonanztomographie (MRT) bezeichnet. Dabei werden mittels eines sehr starken statischen Magnetfeldes (B₀), niederfrequenter Gradientenfelder (B₁) und hochfrequenter elektromagnetischer Felder Protonen angeregt und mit Hilfe von Empfangsspulen die Signale aus dem Körper aufgefangen. Aus den Signalen wird mit einem Hochleistungscomputer ein anatomisches Bild berechnet.

Die MRT kommt ohne ionisierende Strahlung aus. Außerdem kann man hier die Schichtung nach dem Verlauf der zu untersuchenden Struktur anpassen. Ein weiterer Vorteil ist der hohe Weichteilkontrast, der mithilfe verschiedener Untersuchungsparameter exakt für die jeweilige Untersuchungsregion eingestellt werden kann.

Der menschliche Körper besteht zu zwei Drittel aus Wasser. Für die Kernspintomographie sind die Wasserstoffatome im menschlichen Körper von größter Bedeutung. Ein Wasserstoffatom besteht aus einem Kern und einer Hülle (Abb. 6.2). Auf der Atomhülle des Wasserstoffatoms ist ein Elektron mit einer negativen Ladung, und im Wasserstoffatomkern ist ein Proton mit einer positiven Ladung. Das Wasserstoffatom ist somit elektrisch neutral.

Für die Kernspintomographie ist das Proton im Wasserstoffatom von größter Wichtigkeit, und wir werden uns im folgendem nur noch hiermit beschäftigen.

Das Proton rotiert zum einen um seine eigene Achse, wie ein Kreisel (Abb. 6.3). Dabei ist es bestrebt, seine Lage und Drehrichtung beizubehalten. Zum anderen fließt durch die Rotation der elektrischen Ladung ein Strom, der ein magnetisches Moment induziert. Somit kann das sich rotierende Proton auch als kleiner Stabmagnet betrachtet werden.

Unter normalen Bedingungen rotieren die Protonen im Körper rein zufällig in einer Richtung. Die Eigenschaft des Rotierens nennt man Spin , womit wir schon zwei Begriffe der Kernspintomographie erklärt hätten:

Setzt man die Spins einem starken Magnetfeld aus, so fangen diese an, entlang des äußeren Magnetfeldes zu präzedieren (taumeln, Abb. 6.4). Die Präzessionsbewegung ist abhängig von der äußeren Magnetfeldstärke, will heißen: Wie schnell die Protonen taumeln, hängt von der Stärke des Magneten ab und kann mit der Lamorbeziehung berechnet werden:

f bezeichnet die Lamorfrequenz in Megahertz (MHz).

γ₀ bezeichnet das gyromagnetische Verhältnis und ist für ein Proton etwa 42,58 MHz/T.

B₀ bezeichnet die Feldstärke in Tesla_.

Somit liegt die Lamorfrequenz bei einer Feldstärke von 1 Tesla bei 42,58 MHz. Das bedeutet, dass bei 1 Tesla ein Proton 42.000.000 pro Sekunde taumelt.

Beim Auflegen des Patienten passiert aber noch was anderes mit den Protonen.

Es baut sich entlang des Magnetfeldes die sog. Längsmagnetisierung M_z auf. Hierbei handelt es sich um einen sehr komplexen Prozess. Dieser wird hier anhand eines Beispiels erklärt: Während sich etwa 1.000.000 Protonen antiparallel ausrichten, richten sich etwa 1.000.007 Protonen parallel aus (Abb. 6.5, Abb. 6.6). Der Grund hierfür liegt in der Tatsache, dass die antiparallele Ausrichtung mehr Energie benötigt. Der Überschuss von 7 Protonen, die sich parallel zum Magnetfeld ausgerichtet haben, trägt zur Bildgebung bei und entspricht der Längsmagnetisierung M _Z . Dabei ist die Stärke des Magnetfelds entscheidend. Bedeutet also:

Jetzt kann immer noch kein Signal im Körper unseres Patienten gemessen werden. Hierfür muss ein Hochfrequenzimpuls in Resonanz gleich der Lamorfrequenz geschaltet werden, sonst reagieren die Protonen nicht. Außerdem muss der HF-Impuls lang genug sein, um die Protonen aus der Längsmagnetisierung M_Z in die transversalen Magnetisierung M _XY umklappen zu lassen (Abb. 6.7). Wenn jetzt an der angeregten Stelle eine Empfangsspule aufliegt, kann hier ein „MR-Signal“ empfangen werden.

Wir haben jetzt im Schnelldurchlauf zwei für die Kernspintomographie wichtige Prozesse kennengelernt.

Diese beiden Prozesse laufen völlig unabhängige voneinander ab. Nach dem Einstrahlen eines HF-Impulses ist die Longitudinalmagnetisierung verschwunden, und die Protonen sind in der Transversalmagnetisierung.

Die Longitudinalmagnetisierung M_Z baut sich nach dem Einstrahlen des HF-Pulses langsam wieder auf, während die Transversalmagnetisierung M_XY abnimmt. Dabei geben die Protonen Energie an die Umgebung (dem sog. Gitter) ab, was sowohl als Spin-Gitter-Relaxation oder auch als T1-Relaxation bezeichnet wird. Wie schnell die T1-Relaxation abläuft, hängt vom jeweiligen Gewebe ab und wird durch die Magnetfeldstärke B₀ beeinflusst (Abb. 6.8). Dabei verlängert sich die Zeit der T1-Relaxation mit zunehmender Feldstärke. Allerdings wird die T1-Relaxation nicht von Magnetfeldinhomogenitäten beeinflusst.

Nach dem Einstrahlen des HF-Pulses sind die Protonen alle synchronisiert bzw. in sog. Phase (Abb. 6.9). Das Signal ist jetzt ganz stark. Jedoch dephasieren die Protonen ganz schnell wieder, weil die Protonen sich gegenseitig beeinflussen. Es werden kleine Magnetfelder erzeugt, die die Protonen unterschiedlich schnell präzedieren lassen. Dieser Vorgang wird auch als Spin-Spin-Relaxation bezeichnet und ist nicht vom äußeren Magnetfeld B₀ abhängig.

Ein weiterer Faktor, der sog. T2*-Zerfall , beeinflusst unsere Transversalrelaxation. Er ist abhängig von der Inhomogenität des äußeren Magnetfeldes B₀ und von dem jeweils untersuchten Objekt. Dies hat zur Folge, dass die Signalintensität schneller abnimmt, als die eigentliche Transversalrelaxation erwarten lassen würde (Abb. 6.10). Es handelt sich um eine konstante Frequenz und lässt sich mit einem Refokussierungspuls teilweise rückgängig machen.

In den letzten Abschnitten haben wir jetzt etwas von Präzession, Anregung und Relaxation erfahren. Bis jetzt empfangen wir nur ein Signal, welches bis jetzt aber keinerlei räumliche Zuordnung aufweist. Geht man davon aus, dass man ein homogenes Magnetfeld B₀ hat, würde es im gesamten Körper ja dieselbe Präzessionsfrequenz zum Anregen bringen.

Man bedient sich eines Tricks. Es wird während des HF-Impulses ein zusätzlicher Schichtselektiongradient geschaltet, der dafür sorgt, dass das statische Magnetfeld sich minimal verändert und somit jede Schicht eine eigene Lamor- bzw. Präzessionsfrequenz besitzt.

Hierfür sind im Kernspintomographen drei zusätzliche Gradientenspulen eingebaut. Diese Gradientenspulen sind senkrecht zueinander in allen drei Raumebenen x-, y- und z-Richtung angelegt. Die einzelnen Gradientenspulen bestehen jeweils aus zwei Zylinder-Spulen, die beim Fließen eines Stromes auf der einen Seite das statische Magnetfeld B₀ geringfügig verstärken und auf der anderen Seite minimal schwächen, dadurch gehört zur jeder Schicht eine eigene Lamorfrequenz . Diese muss entsprechend durch den HF-Anregungs-Puls geschaltet werden, da sonst die Resonanzbedingung nicht erfüllt ist.

Der Grund für den „Krach“ bei der Kernspintomographie liegt genau hier begründet: in einem stromdurchflossenem Leiter wirkt eine mechanische Kraft (die sog. Lorentzkraft ), dabei verformen sich die Gradientenspulen und knallen auf die umliegenden Bauteile. Die Gradientenspulen sind zwischen dem Hauptmagneten und dem HF-System eingebettet.

Die Schichtdicke ist als Ergebnis der Bandbreite des gesendeten HF-Pulses und der Gradienten-Amplitude definiert (Abb. 6.11). Wenn man die Schichtdicke verändern will, muss man entsprechend die Amplitude erhöhen, dabei bleibt die Bandbreite des HF-Pulses gleich.

Wir haben jetzt eine Schicht angeregt, aber wie entsteht ein Bild in der Kernspintomographie? In der Kernspintomographie besteht eine Schicht aus einzelnen Volumenelementen, auch als Voxel bezeichnet. Am Computer wird das Bild, bestehend aus den verschiedenen Volumenelementen, als Pixelbild dargestellt. Die einzelnen Pixel werden als Rasterbild, wiederum bestehend aus n-Spalten und n-Zeilen, abgebildet. Bei einer Bildmatrix von 4 × 4 reden wir also von 4 Spalten und 4 Zeilen (Abb. 6.12).

Um jetzt die aus der angeregten Schicht resultierenden Informationen räumlich zuordnen zu können, müssen zwei weitere Gradienten-Schaltungen erzeugt werden:

Das Schalten der unterschiedlichen Gradienten wird am besten anhand eines Beispiels erklärt. Gehen wir davon aus, eine transversale Schicht scannen zu wollen, somit wird ein Schichtselektionsgradient entsprechend der Schichtdicke in z-Richtung zeitgleich mit dem HF-Anregungspuls geschaltet (Abb. 6.13). Wir haben jetzt eine Schicht angeregt, in der alle Spins die gleiche Phasenlage und Frequenz haben.

Um in Phasenkodierrichtung eine räumliche Zuordnung bekommen zu können, müssen wir in Phasenkodierrichtung einen Gradienten schalten. Der bewirkt, dass die Spins in Phasenkodierrichtung unterschiedlich schnell präzedieren, während man den Gradienten schaltet. Sobald der Gradient ausgeschaltet wird, präzedieren alle Spins wieder mit gleicher Frequenz – allerdings mit unterschiedlicher Phasenlage (Abb. 6.14). Dieser Vorgang muss entsprechend der Bildmatrix n-mal wiederholt werden. Bei einer Bildmatrix von 512 muss der Vorgang also 512 x wiederholt werden.

Nun schaltet man während des Signalauslesevorgangs den Frequenzkodiergradienten senkrecht zum Phasenkodiergradienten – in unseren Beispiel in y-Richtung (Abb. 6.15). Dadurch präzedieren alle Spins mit unterschiedlicher Frequenz in Frequenzkodierrichtung.

Die so empfangenen Daten werden im sog. „K-Raum “ gespeichert. Jede einzelne Zeile im K-Raum entspricht einer Messung des Phasenkodiergradienten. Der K-Raum wird Schritt für Schritt gefüllt, dabei enthält jeder Rohdatenpixel Informationen über das gesamte Bild. In der K-Raummitte werden die Kontrastinformationen gespeichert und die außen gelegenen K-Raumzeilen beinhalten die Informationen über die räumliche Auflösung. Mittels der Fourier-Transformation , einem mathematischen Verfahren, wird ein Bild berechnet. Die Fourier-Transformation kennen Sie eventuell noch aus Ihrem Physikunterricht aus dem Bereich der Optik, wo in einem Prisma einfallendes Licht in seine spektralen Anteile bzw. Frequenzen zerlegt wird.

Sie haben in den ersten Seiten jetzt viele neue Informationen bekommen. Lassen Sie uns anhand eines praktischen Beispiels diese einmal zusammenfassen und sortieren:

Herzlichen Glückwunsch: Sie haben soeben Ihre erste Sequenz kennengelernt – eine Spin-Echo-Sequenz (Abb. 6.16).

Die Repetitionszeit (TR, „T“ für time) ist die Zeit zwischen zwei 90° Anregungsimpulsen. Die TR ist für den Kontrast besonders wichtig, denn je mehr Zeit zwischen den einzelnen Anregungspulsen verstreicht, desto stärker baut sich die Longitudinalmagnetisierung M_z wieder auf. Je mehr Spins wieder in der Longitudinalmagnetisierung M_z bei dem Anregungsimpuls zur Verfügung stehen, umso mehr Signal bekommt man. Jedes Gewebe braucht unterschiedlich lang, um wieder in die Longitudinalmagnetisierung zurückzukehren.

Wenn jetzt der nächste Anregungspuls so geschaltet wird, dass ein Gewebe noch nicht zurück in die Longitudinalmagnetisierung M_z zurückgegangen ist, wird es nach dem nächsten Anregungspuls kaum Signal geben. Man erhält ein eher T1-gewichtetes Bild.

Lässt man stattdessen so viel Zeit (TR) zwischen den Anregungspulsen, dass alle Spins wieder in der Longitudinalmagnetisierung M_z sind, erhält man ein weniger stark T1-gewichtetes Bild.

Die Echozeit (TE) ist definiert als die Zeit zwischen Anregung und maximalem Signalempfangs. Mit der TE können wir den T2-Kontrast eines Bildes beeinflussen. Wählt man eine kurze TE, so bekommen wir ein wenig T2-gewichtetes Bild, weil die Signalintensitäten der verschiedenen Gewebearten noch gering ausfallen.

Wählt man eine längere TE, verstärkt sich die T2-Gewichtung, da Gewebe mit kurzen TE-Zeiten ihr Signal bereits abgegeben haben und nur noch Gewebe mit langer TE zur Kontrastierung beiträgt.

Der Hauptmagnet erzeugt das statische Magnetfeld B₀. Er hat die Aufgabe, ein homogenes Feld zu erzeugen und darf keine bzw. nur geringe Magnetfeldinhomogenitäten unter 5 ppm im Untersuchungsbereich zulassen. Mithilfe von sog. Shimspulen werden etwaige Magnetfeldinhomogenitäten korrigiert. Um die Umgebung vor dem Magneten zu schützen, muss dieser abgeschirmt werden. Heutzutage geschieht dies durch Magnete mit integrierter Abschirmung; dabei handelt es sich um eine doppelte Magnetspule, bei der die innere das Feld erzeugt und die äußere die Magnetfeldlinien zurückführt.

Die heutzutage verwendeten Magnetfeldstärken liegen zwischen 0,1–3,0 Tesla.

Es gibt 3 verschiedene Magnetfeldtypen: