Physik der Magnetresonanztomographie

Die Physik der Magnetresonanztomographie (MRT) befasst sich mit grundlegenden physikalischen Überlegungen zu MRT-Techniken und technischen Aspekten von MRT-Geräten. Die MRT ist ein medizinisches Bildgebungsverfahren, das hauptsächlich in der Radiologie und Nuklearmedizin eingesetzt wird, um die Anatomie und Physiologie des Körpers zu untersuchen und Krankheiten wie Tumore, Entzündungen, neurologische Erkrankungen wie Schlaganfälle, Muskel- und Gelenkerkrankungen sowie Anomalien des Herzens und der Blutgefäße zu erkennen. Kontrastmittel können intravenös oder in ein Gelenk injiziert werden, um das Bild zu verbessern und die Diagnose zu erleichtern. Im Gegensatz zu CT und Röntgen kommt die MRT ohne ionisierende Strahlung aus und ist daher ein sicheres Verfahren, das sich für die Diagnose bei Kindern und für wiederholte Untersuchungen eignet. Patienten mit bestimmten nicht ferromagnetischen Metallimplantaten, Cochlea-Implantaten und Herzschrittmachern können heutzutage trotz der Auswirkungen der starken Magnetfelder ebenfalls eine MRT durchführen lassen. Dies gilt nicht für ältere Geräte; Einzelheiten für medizinisches Fachpersonal werden vom Hersteller des Geräts mitgeteilt.

Bestimmte Atomkerne sind in der Lage, Hochfrequenzenergie zu absorbieren und auszusenden, wenn sie sich in einem äußeren Magnetfeld befinden. In der klinischen und Forschungs-MRT werden meist Wasserstoffatome verwendet, um ein nachweisbares Hochfrequenzsignal zu erzeugen, das von Antennen in unmittelbarer Nähe der zu untersuchenden Anatomie empfangen wird. Wasserstoffatome sind in Menschen und anderen biologischen Organismen natürlich reichlich vorhanden, insbesondere in Wasser und Fett. Aus diesem Grund wird bei den meisten MRT-Scans im Wesentlichen die Lage von Wasser und Fett im Körper abgebildet. Radiowellenpulse regen den Kernspinenergieübergang an, und Magnetfeldgradienten lokalisieren das Signal im Raum. Durch Variation der Parameter der Impulsfolge lassen sich je nach den Relaxationseigenschaften der Wasserstoffatome in den Geweben unterschiedliche Kontraste erzeugen.

Im Magnetfeld (B₀) des Scanners richten sich die magnetischen Momente der Protonen entweder parallel oder antiparallel zur Richtung des Feldes aus. Während jedes einzelne Proton nur eine von zwei Ausrichtungen haben kann, scheint sich die Gesamtheit der Protonen so zu verhalten, als könnten sie jede Ausrichtung haben. Die meisten Protonen richten sich parallel zu B₀ aus, da dies ein Zustand niedrigerer Energie ist. Dann wird ein Hochfrequenzimpuls angelegt, der die Protonen von der parallelen zur antiparallelen Ausrichtung anregen kann, wobei nur letztere für den Rest der Diskussion relevant ist. Als Reaktion auf die Kraft, die sie in ihre Gleichgewichtsausrichtung zurückbringt, machen die Protonen eine Drehbewegung (Präzession) durch, ähnlich wie ein sich drehendes Rad unter der Wirkung der Schwerkraft. Die Protonen kehren durch den Prozess der Spin-Gitter-Relaxation in den Zustand niedriger Energie zurück. Dies äußert sich in einem magnetischen Fluss, der in den Empfängerspulen eine wechselnde Spannung erzeugt, die das Signal liefert. Die Frequenz, mit der ein Proton oder eine Gruppe von Protonen in einem Voxel in Resonanz geht, hängt von der Stärke des lokalen Magnetfeldes um das Proton oder die Gruppe von Protonen ab; ein stärkeres Feld entspricht einer größeren Energiedifferenz und höherfrequenten Photonen. Durch Anlegen zusätzlicher Magnetfelder (Gradienten), die linear über den Raum variieren, können bestimmte abzubildende Schichten ausgewählt werden, und ein Bild wird durch Aufnahme der 2-D-Fourier-Transformation der Raumfrequenzen des Signals (k-Raum) gewonnen. Aufgrund der magnetischen Lorentz-Kraft von B₀ auf den in den Gradientenspulen fließenden Strom versuchen die Gradientenspulen sich zu bewegen und erzeugen dabei laute Klopfgeräusche, für die die Patienten einen Gehörschutz benötigen.

Geschichte[Bearbeiten]

Der MRT-Scanner wurde von 1975 bis 1977 an der Universität von Nottingham von Prof. Raymond Andrew FRS FRSE im Anschluss an seine Forschungen zur Kernspinresonanz entwickelt. Der Ganzkörperscanner wurde 1978 entwickelt.^[1]

Kernmagnetismus[Bearbeiten]

Subatomare Teilchen haben die quantenmechanische Eigenschaft des Spins. Bestimmte Kerne wie 1H (Protonen), 2H, 3He, 23Na oder 31P haben einen Spin ungleich Null und damit ein magnetisches Moment. Bei den so genannten Spin-1⁄2-Kernen, wie 1H, gibt es zwei Spin-Zustände, die manchmal als "up" und "down" bezeichnet werden. Kerne wie 12C haben keine ungepaarten Neutronen oder Protonen und keinen Nettospin; das Isotop 13C hingegen schon.

Wenn diese Spins in ein starkes äußeres Magnetfeld gebracht werden, bewegen sie sich um eine Achse in Richtung des Feldes. Die Protonen richten sich in zwei Energieeigenzuständen aus (Zeeman-Effekt): einem niederenergetischen und einem hochenergetischen, die durch eine sehr geringe Spaltungsenergie getrennt sind.

Resonanz und Relaxation[Bearbeiten]

Um das Verhalten eines einzelnen Protons genau zu modellieren, ist die Quantenmechanik erforderlich. Mit Hilfe der klassischen Mechanik lässt sich jedoch das Verhalten eines Ensembles von Protonen angemessen beschreiben. Wie bei anderen Teilchen mit dem Spin $1/2$ kann der Spin eines einzelnen Protons, wenn er gemessen wird, nur eines von zwei Ergebnissen haben, die gemeinhin als parallel und antiparallel bezeichnet werden. Wenn wir über den Zustand eines Protons oder mehrerer Protonen sprechen, beziehen wir uns auf die Wellenfunktion dieses Protons, die eine lineare Kombination der parallelen und antiparallelen Zustände ist.

In Gegenwart des Magnetfeldes B₀ scheinen die Protonen mit der Larmor-Frequenz zu präzessieren, die durch das kreiselmagnetische Verhältnis des Teilchens und die Stärke des Feldes bestimmt wird. Die statischen Felder, die in der MRT am häufigsten verwendet werden, verursachen eine Präzession, die einem Hochfrequenzphoton entspricht.

Die Netto-Longitudinalmagnetisierung im thermodynamischen Gleichgewicht ist auf einen winzigen Überschuss an Protonen im niedrigeren Energiezustand zurückzuführen. Daraus ergibt sich eine Nettopolarisation, die parallel zum äußeren Feld verläuft. Die Anwendung eines HF-Impulses kann diesen Netto-Polarisationsvektor seitwärts kippen (mit einem so genannten 90°-Impuls) oder ihn sogar umkehren (mit einem so genannten 180°-Impuls). Die Protonen kommen in Phase mit dem HF-Puls und damit zueinander.

Die Erholung der longitudinalen Magnetisierung wird als longitudinale oder T₁-Relaxation bezeichnet und erfolgt exponentiell mit einer Zeitkonstante T₁. Der Verlust der Phasenkohärenz in der transversalen Ebene wird als transversale oder T₂-Relaxation bezeichnet. T₁ ist somit mit der Enthalpie des Spinsystems oder der Anzahl der Kerne mit parallelem und antiparallelem Spin verbunden. T₂ hingegen steht im Zusammenhang mit der Entropie des Systems bzw. der Anzahl der Kerne in Phase.

Wenn der Hochfrequenzimpuls abgeschaltet wird, erzeugt die transversale Vektorkomponente ein oszillierendes Magnetfeld, das einen kleinen Strom in der Empfängerspule induziert. Dieses Signal wird als freier Induktionsabfall (FID) bezeichnet. In einem idealisierten Kernspinresonanz-Experiment klingt der FID annähernd exponentiell mit einer Zeitkonstante T₂ ab. In der praktischen MRT gibt es jedoch kleine Unterschiede im statischen Magnetfeld an verschiedenen räumlichen Orten ("Inhomogenitäten"), die dazu führen, dass die Larmor-Frequenz im Körper variiert. Dies führt zu destruktiven Interferenzen, die die FID verkürzen. Die Zeitkonstante für den beobachteten Zerfall des FID wird als T*2-Relaxationszeit genannt und ist immer kürzer als T₂. Gleichzeitig beginnt sich die longitudinale Magnetisierung exponentiell mit einer Zeitkonstante T₁ zu erholen, die viel größer als T₂ ist (siehe unten).

Bei der MRT wird das statische Magnetfeld durch eine Feldgradientenspule so verstärkt, dass es über den gescannten Bereich variiert, so dass verschiedene räumliche Orte mit unterschiedlichen Präzessionsfrequenzen verbunden werden. Nur die Regionen, in denen das Feld so beschaffen ist, dass die Präzessionsfrequenzen mit der HF-Frequenz übereinstimmen, werden erregt. In der Regel werden diese Feldgradienten so moduliert, dass sie über die zu untersuchende Region wandern, und es ist die nahezu unendliche Vielfalt an HF- und Gradientenpulssequenzen, die der MRT ihre Vielseitigkeit verleiht. Eine Änderung des Feldgradienten führt zu einer Streuung des antwortenden FID-Signals im Frequenzbereich, das jedoch durch einen refokussierenden Gradienten (zur Erzeugung eines so genannten "Gradientenechos") oder durch einen Hochfrequenzimpuls (zur Erzeugung eines so genannten "Spin-Echos") oder durch digitale Nachbearbeitung des gestreuten Signals wiedergewonnen und gemessen werden kann. Der gesamte Vorgang kann wiederholt werden, wenn eine gewisse T₁-Entspannung eingetreten ist und das thermische Gleichgewicht der Spins mehr oder weniger wiederhergestellt ist. Die Wiederholungszeit (TR) ist die Zeit zwischen zwei aufeinanderfolgenden Erregungen desselben Schnitts.

In der Regel beträgt T₁ in Weichteilgeweben etwa eine Sekunde, während T₂ und T*2 einige zehn Millisekunden betragen. Diese Werte können jedoch von Gewebe zu Gewebe und von einem externen Magnetfeld zum anderen stark variieren. Dieses Verhalten ist ein Faktor, der der MRT ihren enormen Weichteilkontrast verleiht.

MRT-Kontrastmittel, wie z. B. solche, die Gadolinium(III) enthalten, wirken durch Veränderung (Verkürzung) der Relaxationsparameter, insbesondere T₁.

Bildgebung[Bearbeiten]

Bildgebende Verfahren[Bearbeiten]

Für die Kombination von Feldgradienten und Hochfrequenzanregung zur Erzeugung eines Bildes wurde eine Reihe von Verfahren entwickelt:

2D- oder 3D-Rekonstruktion aus Projektionen, wie z. B. bei der Computertomographie. Aufbau des Bildes Punkt für Punkt oder Zeile für Zeile. Gradienten im HF-Feld anstelle des statischen Feldes. Obwohl jedes dieser Verfahren gelegentlich in speziellen Anwendungen eingesetzt wird, werden die meisten MR-Bilder heute entweder mit der zweidimensionalen Fourier-Transformation (2DFT) mit Schichtauswahl oder mit der dreidimensionalen Fourier-Transformation (3DFT) erstellt. Ein anderer Name für 2DFT ist Spin-Warp. Im Folgenden wird das 2DFT-Verfahren mit Schichtauswahl beschrieben.

Das 3DFT-Verfahren ist ziemlich ähnlich, außer dass es keine Schichtauswahl gibt und die Phasenkodierung in zwei getrennten Richtungen erfolgt.

Echoplanar-Bildgebung[Bearbeiten]

Ein weiteres Verfahren, das manchmal verwendet wird, insbesondere bei Gehirnscans oder wenn Bilder sehr schnell benötigt werden, ist die echoplanare Bildgebung (EPI): In diesem Fall folgt auf jede HF-Anregung eine Folge von Gradienten-Echos mit unterschiedlicher räumlicher Kodierung. Multiplexed-EPI ist noch schneller, z. B. für die fMRI des gesamten Gehirns oder die Diffusions-MRI.

Bildkontrast und Kontrastverstärkung[Bearbeiten]

Der Bildkontrast wird durch Unterschiede in der Stärke des NMR-Signals erzeugt, das an verschiedenen Stellen der Probe gewonnen wird. Dies hängt von der relativen Dichte der angeregten Kerne (in der Regel Wasserprotonen), von den Unterschieden in den Relaxationszeiten (T₁, T₂ und T*2) dieser Kerne nach der Pulssequenz und häufig auch von anderen Parametern ab, die im Abschnitt über spezielle MR-Scans erläutert werden. Der Kontrast in den meisten MR-Bildern ist eigentlich eine Mischung aus all diesen Effekten, aber durch eine sorgfältige Planung der Bildgebungspulsfolge kann ein Kontrastmechanismus hervorgehoben werden, während die anderen minimiert werden. Die Möglichkeit, verschiedene Kontrastmechanismen zu wählen, verleiht der MRT eine enorme Flexibilität. Im Gehirn lässt die T₁-Gewichtung die Nervenverbindungen der weißen Substanz weiß und die Ansammlungen von Neuronen der grauen Substanz grau erscheinen, während die Liquorflüssigkeit (CSF) dunkel erscheint. Der Kontrast von weißer Substanz, grauer Substanz und Liquor wird bei der T₂- oder T*2-Bildgebung umgekehrt, während die protonendichtegewichtete Bildgebung bei gesunden Probanden nur wenig Kontrast liefert. Darüber hinaus können funktionelle Parameter wie der zerebrale Blutfluss (CBF), das zerebrale Blutvolumen (CBV) oder die Sauerstoffversorgung des Blutes die T₁-, T₂- und T*2 beeinflussen und können daher mit geeigneten Pulssequenzen kodiert werden.

In manchen Situationen ist es nicht möglich, einen ausreichenden Bildkontrast zu erzeugen, um die interessierende Anatomie oder Pathologie allein durch Anpassung der Bildgebungsparameter adäquat darzustellen. In diesem Fall kann ein Kontrastmittel verabreicht werden. Bei der Bildgebung des Magens und des Dünndarms kann dies einfaches Wasser sein, das oral eingenommen wird. Die meisten in der MRT verwendeten Kontrastmittel werden jedoch aufgrund ihrer spezifischen magnetischen Eigenschaften ausgewählt. Am häufigsten wird ein paramagnetisches Kontrastmittel (in der Regel eine Gadoliniumverbindung) verabreicht. Gadolinium-angereicherte Gewebe und Flüssigkeiten erscheinen auf T₁-gewichteten Bildern extrem hell. Dies bietet eine hohe Empfindlichkeit für den Nachweis von Gefäßgewebe (z. B. Tumoren) und ermöglicht die Beurteilung der Gehirnperfusion (z. B. bei Schlaganfall). In letzter Zeit wurden Bedenken hinsichtlich der Toxizität von Kontrastmitteln auf Gadoliniumbasis und ihrer Auswirkungen auf Personen mit eingeschränkter Nierenfunktion laut. (Siehe Sicherheit/Kontrastmittel unten.)

In jüngster Zeit sind superparamagnetische Kontrastmittel, z. B. Eisenoxid-Nanopartikel, verfügbar geworden. Diese Mittel erscheinen sehr dunkel auf T*2-Bildern sehr dunkel und können für die Leberbildgebung verwendet werden, da normales Lebergewebe das Mittel zurückhält, abnorme Bereiche (z. B. Narben, Tumore) jedoch nicht. Sie können auch oral eingenommen werden, um die Darstellung des Magen-Darm-Trakts zu verbessern und zu verhindern, dass Wasser im Magen-Darm-Trakt andere Organe (z. B. die Bauchspeicheldrüse) verdeckt. Diamagnetische Mittel wie Bariumsulfat wurden ebenfalls für eine mögliche Verwendung im Magen-Darm-Trakt untersucht, werden aber weniger häufig eingesetzt.

k-space[Bearbeiten]

1983 führten Ljunggren und Twieg unabhängig voneinander den k-Raum-Formalismus ein, eine Technik, die sich als unschätzbar wertvoll für die Vereinheitlichung verschiedener MR-Bildgebungsverfahren erwies. Sie zeigten, dass das demodulierte MR-Signal S(t), das von frei präzessierenden Kernspins in Gegenwart eines linearen Magnetfeldgradienten G erzeugt wird, gleich der Fourier-Transformation der effektiven Spindichte ist. Mathematisch gesehen:

S(t)={\tilde {\rho }}_{\mathrm {eff} }\left({\vec {k}}(t)\right)\equiv \int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {x}}\ \rho ({\vec {x}})\cdot e^{2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}

{\vec {k}}(t)\equiv \int _{0}^{t}{\vec {G}}(\tau )\ \mathrm {d} \tau

Mit anderen Worten: Mit fortschreitender Zeit zeichnet das Signal eine Trajektorie im k-Raum, deren Geschwindigkeitsvektor proportional zum Vektor des angelegten Magnetfeldgradienten ist. Unter effektiver Spindichte versteht man die tatsächliche Spindichte $\rho ({\vec {x}})$ , korrigiert um die Auswirkungen der T₁-Vorbereitung, des T₂-Abfalls, der Dephasierung aufgrund von Feldinhomogenität, Strömung, Diffusion usw. und aller anderen Phänomene, die die Menge an transversaler Magnetisierung beeinflussen, die zur Induktion eines Signals in der HF-Sonde oder ihrer Phase in Bezug auf das elektromagnetische Feld der Empfangsspule zur Verfügung steht.

Aus der grundlegenden k-Raum-Formel folgt unmittelbar, dass wir ein Bild $I({\vec {x}})$ einfach durch die inverse Fourier-Transformation der abgetasteten Daten rekonstruieren, d. h..

I\left({\vec {x}}\right)=\int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {k}}\ S\left({\vec {k}}(t)\right)\cdot e^{-2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}

Mit Hilfe des k-Raum-Formalismus lassen sich eine Reihe scheinbar komplexer Ideen vereinfachen. Zum Beispiel wird es (insbesondere für Physiker) sehr einfach, die Rolle der Phasenkodierung (die so genannte Spin-Warp-Methode) zu verstehen. Bei einem Standard-Spin-Echo oder Gradienten-Echo-Scan, bei dem der Auslese- (oder Sicht-) Gradient konstant ist (z. B. G), wird pro HF-Anregung eine einzige Zeile des k-Raums abgetastet. Wenn der Phasencodierungsgradient Null ist, ist die abgetastete Linie die kx-Achse. Wenn zwischen der HF-Anregung und dem Beginn des Auslesegradienten ein Phasencodierungsimpuls ungleich Null hinzugefügt wird, bewegt sich diese Linie im k-Raum nach oben oder unten, d. h. die Linie ky = konstant wird abgetastet.

Der k-Raum-Formalismus macht es auch sehr einfach, verschiedene Scan-Techniken zu vergleichen. Bei der Single-Shot-EPI wird der gesamte k-Raum in einer einzigen Aufnahme gescannt, die entweder einer sinusförmigen oder einer Zick-Zack-Trajektorie folgt. Da abwechselnde Linien des k-Raums in entgegengesetzter Richtung gescannt werden, muss dies bei der Rekonstruktion berücksichtigt werden. Multi-shot-EPI und Fast-Spin-Echo-Techniken erfassen nur einen Teil des k-Raums pro Anregung. Bei jeder Aufnahme wird ein anderes verschachteltes Segment erfasst, und die Aufnahmen werden so lange wiederholt, bis der k-Raum ausreichend gut abgedeckt ist. Da die Daten in der Mitte des k-Raums niedrigere Raumfrequenzen aufweisen als die Daten an den Rändern des k-Raums, bestimmt der TE-Wert für die Mitte des k-Raums den T₂-Kontrast des Bildes.

Die Bedeutung der Mitte des k-Raums für die Bestimmung des Bildkontrasts kann bei fortschrittlicheren Bildgebungsverfahren ausgenutzt werden. Eine solche Technik ist die Spiralakquisition - ein rotierender Magnetfeldgradient wird angelegt, wodurch die Trajektorie im k-Raum spiralförmig vom Zentrum zum Rand hin verläuft. Aufgrund des Abklingens von T₂ und T*2 ist das Signal zu Beginn der Erfassung am größten, so dass die Erfassung des Zentrums des k-Raums im Vergleich zu herkömmlichen Zick-Zack-Erfassungen das Kontrast-Rausch-Verhältnis (CNR) verbessert, insbesondere bei schnellen Bewegungen.

Da ${\vec {x}}$ und ${\vec {k}}$ konjugierte Variablen sind (in Bezug auf die Fourier-Transformation), können wir das Nyquist-Theorem verwenden, um zu zeigen, dass ein Schritt im k-Raum das Sichtfeld des Bildes bestimmt (maximale Frequenz, die korrekt abgetastet wird) und der maximale Wert von k die Auflösung bestimmt, d. h.,

{\rm {FOV}}\propto {\frac {1}{\Delta k}}\qquad \mathrm {Resolution} \propto |k_{\max }|\ .

(Diese Beziehungen gelten für jede Achse unabhängig.)

Kernspintomograph[Bearbeiten]

Aufbau und Betrieb[Bearbeiten]

Die Hauptbestandteile eines MRT-Scanners sind: der Hauptmagnet, der die Probe polarisiert, die Shim-Spulen zur Korrektur von Inhomogenitäten im Hauptmagnetfeld, das Gradientensystem, das zur Lokalisierung des MR-Signals verwendet wird, und das HF-System, das die Probe anregt und das daraus resultierende NMR-Signal erfasst. Das gesamte System wird von einem oder mehreren Computern gesteuert.

Magnet[Bearbeiten]

Der Magnet ist das größte und teuerste Bauteil des Scanners, und der Rest des Scanners ist um ihn herum aufgebaut. Die Stärke des Magneten wird in Tesla (T) gemessen. Klinische Magnete haben in der Regel eine Feldstärke im Bereich von 0,1 bis 3,0 T, während für Forschungszwecke Systeme mit einer Feldstärke von bis zu 9,4 T für den menschlichen Gebrauch und 21 T für Tiersysteme erhältlich sind. In den Vereinigten Staaten sind Feldstärken bis zu 4 T von der FDA für den klinischen Einsatz zugelassen worden.

Genauso wichtig wie die Stärke des Hauptmagneten ist seine Präzision. Die Geradheit der magnetischen Linien innerhalb des Zentrums (oder, wie es technisch heißt, des Isozentrums) des Magneten muss nahezu perfekt sein. Dies wird als Homogenität bezeichnet. Fluktuationen (Inhomogenitäten in der Feldstärke) innerhalb des Scanbereichs sollten weniger als drei Teile pro Million (3 ppm) betragen. Es werden drei Arten von Magneten verwendet:

Dauermagnet: Herkömmliche Magnete aus ferromagnetischen Materialien (z. B. Stahllegierungen mit Seltenerdelementen wie Neodym) können zur Erzeugung des statischen Magnetfelds verwendet werden. Ein Permanentmagnet, der stark genug ist, um in einem MRT verwendet zu werden, ist extrem groß und sperrig; er kann über 100 Tonnen wiegen. Die Wartung von MRT-Geräten mit Permanentmagneten ist sehr kostengünstig, was man von den anderen Arten von MRT-Magneten nicht behaupten kann, aber die Verwendung von Permanentmagneten hat auch erhebliche Nachteile. Sie erreichen im Vergleich zu anderen MRT-Magneten nur schwache Feldstärken (in der Regel weniger als 0,4 T) und weisen eine begrenzte Präzision und Stabilität auf. Dauermagnete stellen auch ein besonderes Sicherheitsproblem dar; da ihre Magnetfelder nicht "abgeschaltet" werden können, ist es praktisch unmöglich, ferromagnetische Gegenstände von ihnen zu entfernen, wenn sie einmal in direkten Kontakt mit ihnen gekommen sind. Dauermagnete erfordern auch besondere Sorgfalt, wenn sie an ihren Aufstellungsort gebracht werden.
Resistiver Elektromagnet: Ein aus Kupferdraht gewickelter Elektromagnet ist eine Alternative zu einem Dauermagneten. Ein Vorteil sind die niedrigen Anschaffungskosten, aber die Feldstärke und Stabilität sind begrenzt. Der Elektromagnet benötigt während des Betriebs beträchtliche elektrische Energie, was seinen Betrieb teuer machen kann. Diese Konstruktion ist im Wesentlichen veraltet.
Supraleitender Elektromagnet: Wenn eine Niob-Titan- oder Niob-Zinn-Legierung durch flüssiges Helium auf 4 K (-269 °C, -452 °F) abgekühlt wird, wird sie supraleitend und verliert ihren Widerstand gegen den elektrischen Stromfluss. Ein mit Supraleitern konstruierter Elektromagnet kann extrem hohe Feldstärken bei sehr hoher Stabilität aufweisen. Der Bau solcher Magnete ist äußerst kostspielig, und das kryogene Helium ist teuer und schwierig zu handhaben. Trotz der hohen Kosten sind heliumgekühlte supraleitende Magnete heute in MRT-Scannern am häufigsten zu finden.

Bei den meisten supraleitenden Magneten sind die Spulen aus supraleitendem Draht in flüssiges Helium getaucht und befinden sich in einem Behälter, der als Kryostat bezeichnet wird. Trotz der thermischen Isolierung, zu der manchmal auch ein zweiter Kryostat mit flüssigem Stickstoff gehört, führt die Umgebungswärme dazu, dass das Helium langsam verdampft. Solche Magnete müssen daher regelmäßig mit flüssigem Helium aufgefüllt werden. In der Regel wird ein Kryokühler, auch Kaltkopf genannt, verwendet, um einen Teil des Heliumdampfes wieder in das flüssige Heliumbad zu kondensieren. Mehrere Hersteller bieten inzwischen "kryogenlose" Scanner an, bei denen der Magnetdraht nicht in flüssiges Helium getaucht, sondern direkt durch einen Kryokühler gekühlt wird. Alternativ kann der Magnet durch sorgfältige Platzierung von flüssigem Helium an strategischen Stellen gekühlt werden, wodurch die Menge des verwendeten flüssigen Heliums drastisch reduziert wird, oder es können stattdessen Hochtemperatur-Supraleiter verwendet werden.

Magnete gibt es in einer Vielzahl von Formen. Dauermagnete sind jedoch am häufigsten C-förmig und supraleitende Magnete am häufigsten zylindrisch. Es wurden auch C-förmige supraleitende Magnete und kastenförmige Dauermagnete verwendet.

Die Stärke des Magnetfelds ist ein wichtiger Faktor für die Bildqualität. Höhere Magnetfelder erhöhen das Signal-Rausch-Verhältnis und ermöglichen eine höhere Auflösung oder ein schnelleres Scannen. Höhere Feldstärken erfordern jedoch teurere Magnete, die höhere Wartungskosten verursachen, und sind mit größeren Sicherheitsbedenken verbunden. Eine Feldstärke von 1,0-1,5 T ist ein guter Kompromiss zwischen Kosten und Leistung für den allgemeinen medizinischen Gebrauch. Für bestimmte Spezialanwendungen (z. B. die Bildgebung des Gehirns) sind jedoch höhere Feldstärken wünschenswert, und einige Krankenhäuser verwenden inzwischen 3,0-T-Scanner.

Unterlegscheiben[Bearbeiten]

Wenn der MR-Scanner im Krankenhaus oder in der Klinik aufgestellt wird, ist sein Hauptmagnetfeld bei weitem nicht homogen genug, um zum Scannen verwendet werden zu können. Deshalb muss vor der Feinabstimmung des Feldes anhand einer Probe das Magnetfeld des Magneten gemessen und geglättet werden.

Nachdem eine Probe in den Scanner eingelegt wurde, wird das Hauptmagnetfeld durch Suszeptibilitätsgrenzen innerhalb dieser Probe verzerrt, was zu Signalausfällen (Regionen ohne Signal) und räumlichen Verzerrungen in den aufgenommenen Bildern führt. Bei Menschen oder Tieren ist dieser Effekt an Luft-Gewebe-Grenzen wie den Nasennebenhöhlen besonders ausgeprägt (aufgrund des paramagnetischen Sauerstoffs in der Luft), was beispielsweise die Abbildung der Frontallappen des Gehirns erschwert. Zur Wiederherstellung der Feldhomogenität ist der Scanner mit einer Reihe von Shim-Spulen ausgestattet. Dabei handelt es sich um Widerstandsspulen, die in der Regel Raumtemperatur haben und in der Lage sind, Feldkorrekturen zu erzeugen, die als mehrere Ordnungen sphärischer Oberschwingungen verteilt sind.

Nach dem Einlegen der Probe in den Scanner wird das B₀-Feld durch Einstellen der Ströme in den Shim-Spulen "geglättet". Die Feldhomogenität wird gemessen, indem ein FID-Signal bei fehlenden Feldgradienten untersucht wird. Das FID-Signal einer schlecht geglätteten Probe weist eine komplexe Abklingkurve auf, oft mit vielen Buckeln. Die Shim-Ströme werden dann so eingestellt, dass ein exponentiell abklingender FID mit großer Amplitude entsteht, was auf ein homogenes B₀-Feld hinweist. Dieser Prozess ist in der Regel automatisiert.

Gradienten[Bearbeiten]

Gradientenspulen werden verwendet, um die Positionen von Protonen räumlich zu kodieren, indem das Magnetfeld linear über das Bildgebungsvolumen variiert wird. Die Larmor-Frequenz variiert dann als Funktion der Position in der x-, y- und z-Achse.

Gradientenspulen sind in der Regel resistive Elektromagnete, die von hochentwickelten Verstärkern gespeist werden, die eine schnelle und präzise Anpassung der Feldstärke und -richtung ermöglichen. Typische Gradientensysteme sind in der Lage, Gradienten von 20-100 mT/m zu erzeugen (d. h. bei einem 1,5-T-Magneten kann die Feldstärke bei maximalem z-Achsen-Gradienten an einem Ende einer 1 m langen Bohrung 1,45 T und am anderen Ende 1,55 T betragen). Die magnetischen Gradienten bestimmen die Ebene der Bildgebung - da die orthogonalen Gradienten frei kombiniert werden können, kann jede Ebene für die Bildgebung gewählt werden.

Die Scangeschwindigkeit hängt von der Leistung des Gradientensystems ab. Stärkere Gradienten ermöglichen eine schnellere Bildgebung oder eine höhere Auflösung; ebenso können Gradientensysteme, die schneller schalten können, auch ein schnelleres Scannen ermöglichen. Die Leistung von Gradienten wird jedoch durch Sicherheitsbedenken hinsichtlich der Nervenstimulation eingeschränkt.

Einige wichtige Merkmale von Gradientenverstärkern und Gradientenspulen sind die Anstiegsgeschwindigkeit und die Gradientenstärke. Wie bereits erwähnt, erzeugt eine Gradientenspule ein zusätzliches, linear variierendes Magnetfeld, das zum Hauptmagnetfeld addiert oder von diesem subtrahiert wird. Dieses zusätzliche Magnetfeld hat Komponenten in allen drei Richtungen, d. h. x, y und z. Für die Bildgebung ist jedoch nur die Komponente entlang des Magnetfelds (in der Regel die z-Achse, daher die Bezeichnung Gz) von Nutzen. Entlang einer beliebigen Achse addiert sich der Gradient zum Magnetfeld auf einer Seite der Nullposition und subtrahiert es auf der anderen Seite. Da das zusätzliche Feld ein Gradient ist, wird es in Gauß pro Zentimeter oder Millitesla pro Meter (mT/m) angegeben. Leistungsstarke Gradientenspulen, die in der MRT verwendet werden, sind in der Regel in der Lage, ein Gradientenmagnetfeld von ca. 30 mT/m oder mehr für eine 1,5-T-MRT zu erzeugen. Die Anstiegsgeschwindigkeit eines Gradientensystems ist ein Maß dafür, wie schnell die Gradienten ein- oder ausgeschaltet werden können. Typische Hochleistungsgradienten haben eine Anstiegsrate von bis zu 100-200 T-m-1-s-1. Die Anstiegsgeschwindigkeit hängt sowohl von der Gradientenspule (eine große Spule benötigt mehr Zeit zum Hoch- oder Herunterfahren als eine kleine Spule) als auch von der Leistung des Gradientenverstärkers ab (es wird viel Spannung benötigt, um die Induktivität der Spule zu überwinden) und hat erheblichen Einfluss auf die Bildqualität.

Hochfrequenzsystem[Bearbeiten]

Das Hochfrequenz-Übertragungssystem besteht aus einem HF-Synthesizer, einem Leistungsverstärker und einer Sendespule. Diese Spule ist in der Regel in das Gehäuse des Scanners eingebaut. Die Leistung des Senders ist variabel, aber hochwertige Ganzkörperscanner können eine Spitzenausgangsleistung von bis zu 35 kW haben und eine durchschnittliche Leistung von 1 kW aufrechterhalten können. Obwohl diese elektromagnetischen Felder im Hochfrequenzbereich von mehreren zehn Megahertz (oft im Kurzwellenbereich des elektromagnetischen Spektrums) liegen und in der Regel stärker sind als die höchsten Leistungen, die im Amateurfunk verwendet werden, sind die vom MRT-Gerät erzeugten HF-Interferenzen sehr gering. Der Grund dafür ist, dass das MRT-Gerät kein Radiosender ist. Das in der "Sendespule" erzeugte elektromagnetische Feld mit HF-Frequenz ist ein magnetisches Nahfeld mit einer sehr geringen Komponente eines sich ändernden elektrischen Feldes (wie bei allen herkömmlichen Radiowellenübertragungen). Daher erzeugt das in der MRT-Sendespule erzeugte elektromagnetische Feld mit hoher Leistung nur wenig elektromagnetische Strahlung bei seiner HF-Frequenz, und die Leistung ist auf den Spulenraum beschränkt und wird nicht als "Radiowellen" abgestrahlt. Die Sendespule ist also ein guter Sender für EM-Felder bei Hochfrequenz, aber ein schlechter Sender für EM-Strahlung bei Hochfrequenz.

Der Empfänger besteht aus der Spule, dem Vorverstärker und dem Signalverarbeitungssystem. Die elektromagnetische HF-Strahlung, die durch die nukleare Entspannung innerhalb des Probanden erzeugt wird, ist eine echte EM-Strahlung (Radiowellen), die den Probanden als HF-Strahlung verlässt, aber sie ist von so geringer Leistung, dass sie auch keine nennenswerten HF-Interferenzen verursacht, die von nahegelegenen Radiotunern aufgefangen werden können (außerdem befinden sich MRT-Scanner in der Regel in Räumen, die mit Metallgittern ausgekleidet sind und als Faradaysche Käfige wirken).

Es ist zwar möglich, die integrierte Spule für die HF-Übertragung und den MR-Signalempfang zu verwenden, aber wenn ein kleiner Bereich abgebildet werden soll, wird eine bessere Bildqualität (d. h. ein höheres Signal-Rausch-Verhältnis) durch die Verwendung einer eng anliegenden kleineren Spule erzielt. Es gibt eine Vielzahl von Spulen, die eng um Körperteile wie den Kopf, das Knie, das Handgelenk, die Brust oder das Innere, z. B. das Rektum, passen.

Eine neuere Entwicklung in der MRT-Technologie ist die Entwicklung von hochentwickelten Phased-Array-Spulen mit mehreren Elementen, die mehrere Datenkanäle parallel erfassen können. Bei dieser "parallelen Bildgebung" werden einzigartige Erfassungsschemata verwendet, die eine beschleunigte Bildgebung ermöglichen, indem ein Teil der räumlichen Kodierung, die von den magnetischen Gradienten herrührt, durch die räumliche Empfindlichkeit der verschiedenen Spulenelemente ersetzt wird. Die erhöhte Beschleunigung verringert jedoch auch das Signal-Rausch-Verhältnis und kann zu Restartefakten bei der Bildrekonstruktion führen. Zwei häufig verwendete parallele Aufnahme- und Rekonstruktionsverfahren sind SENSE und GRAPPA. Eine detaillierte Übersicht über parallele Bildgebungsverfahren finden Sie hier:

Literatur[Bearbeiten]

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Einzelnachweise[Bearbeiten]

↑ Independent (newspaper) obituary of R Edward 20 July 2001

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Physik der Magnetresonanztomographie in English

[1] Independent (newspaper) obituary of R Edward 20 July 2001

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