MRT (Magnetresonanztomographie)

Bereits nach 1945 arbeiteten die Gruppen um Felix Bloch und Edward M. Purcell unabhängig an der Erforschung der spezifischen magnetischen Resonanz von Atomkernen. Basierend auf diesen ersten Forschungsarbeiten wurde die Magnetresonanz zunächst zur genauen Untersuchung von Molekülstrukturen in der physikalischen Chemie eingesetzt (Magnetresonanzspektroskopie). Durch die Erkenntnisse der unterschiedlichen Relaxationszeiten von Geweben, die bereits in den 50er-Jahren von Erik Odeblad erforscht wurden, konnte Paul C. Lauterbur zwischen 1971 und 1973 das Prinzip der Magnetresonanzbildgebung weiterentwickeln (Lauterbur 1989). Mit Hilfe sogenannter Feldgradienten ermöglichte Lauterbur die Einführung verschiedener magnetischer Gradientenfelder, die eine räumliche Unterscheidung (Ortskodierung) von Magnetresonanz erlaubte. Daraus konnte die Ortskodierung mit Hilfe der sogenannten gefilterten Rückprojektion (filtered back projection) entwickelt werden. Darauf folgte rasch die Entwicklung multipler Methoden, Sequenzen und Gerätschaften, die in den 80er-Jahren die erste Einführung kommerziell erhältlicher MR-Tomographen ermöglichte.

Prinzipiell wird zur medizinischen MR-Bildgebung in der Radiologie das Vorhandensein von Wasserstoffatomen im menschlichen Körper als Basis der Bildgebung genutzt. Diese Wasserstoffatome bieten einen minimal vorhandenen, jedoch messbaren magnetischen Moment, der mit dem Dipol eines kleinen Stabmagnetes vergleichbar ist. Diese hypothetischen „kleinen Stabmagneten“ in Form von Wasserstoffatomen haben einen definierten Eigendrehimpuls, den sogenannten „Kernspin“. Durch das Anlegen von externen starken Magnetfeldern wird nun das lokale Momentum, also der „Kernspin“ der Wasserstoffatome, entlang der Ausrichtung des Hauptfeldes des MR-Tomographen (entsprechend der Längsachse, der sogenannten Z-Achse des Patienten) ausgerichtet. Diese Ausrichtung wird generell als Längsmagnetisierung bezeichnet. Die Wasserstoffatome rotieren nun durch die Mischung aus eigenem („Kern-“) Spin und dem äußeren Zwang der Längsmagnetisierung vergleichbar einem Spielkreisel um ihre Längsachse. Dieser Begriff der „kreiselförmigen“ Bewegung wird „Präzession“ genannt. Diese Präzessionsbewegung der Kerne erfolgt abhängig von der Stärke des externen Magnetfeldes (1.5 T oder 3T bei medizinischen Anwendungen) mit der sogenannten Lamorfrequenz.

Um nun Bildinformationen bzw. eine Signalinformation von Gewebe bzw. Wasserstoffatomen zu erhalten, werden nun starke Radiofrequenzimpulse synchron (also in „Resonanz“ zum eigenen Spin) durch Gradientenspulen mit 90 Grad zur Längsmagnetisierung eingeschaltet. Damit ist auch schon der Begriff bzw. die Ätiologie der „Kernspinresonanztomographie“ hinreichend erklärt (um beim medizinischen Laien keine falsch begründete Angst vor dem Wortteil „Kern-“ zu erzeugen, das mit negativen Assoziationen wie etwa der „Kernkraft“ in Verbindung gebracht wird, wird nun der neutral klingende Terminus der „Magnetresonanztomographie“ bevorzugt).

Durch diesen 90° Puls wird nun die geordnete Kreiselbewegung, die „Präzession“ der Wasserstoffkerne, gekippt. Nach dem Abschalten der Gradientenimpulse versuchen nun die Wasserstoffatome in ihren jeweiligen Ausgangszustand zurückzukehren. Diese natürliche Rückbewegung, die in der MRT als Relaxation bezeichnet wird, kann mit dedizierten Spulen, die möglichst nah am Körper angebracht werden, indirekt durch die konsekutiv indizierte Wechselspannung erkannt und ausgewertet werden. Dieses Zurückkehren der angeregten, durch die Radiofrequenzeinstrahlung abgelenkten Präzessionsbewegung in die ursprüngliche Längsmagnetisierung bei gleichzeitiger Reduktion der Quermagnetisierung erlaubt nun das Messen von verschiedenen Relaxationszeiten. Theoretisch wird dabei zwischen der sogenannten „Spin-Gitter-Relaxation“ (T1 Signal) und der Spin-Spin-Relaxation (T2 Signal) unterschieden.

Der menschliche Körper ist jedoch nicht aus einem purem Wasserstoff- und „Nicht-Wasserstoffatomen“ zusammengesetzt, sondern besteht aus verschiedensten komplexen Molekülen mit häufig Wasserstoffanteilen. Die Zusammensetzung dieser Moleküle beschreibt wiederum durch ihre interne Wechselwirkung auf atomarer bzw. Moleküleben typische Resonanzeigenschaften, was die MRT zum perfekten Werkzeug macht, diese unterschiedlichen biologischen Substanzen bis auf Molekülebene zu differenzieren.

Für die klinische Anwendung kann man zusammenfassen, dass T2-gewichtete Bilder besonders das Signal aus Wasserstoffatomen – also Wasser – mit hohem Signal (somit also eine helle Darstellung, der sogenannte Signalhyperintensität) betonen (Abb. 1 und 2). In T1-gewichteten Bildern haben Wasserstoffatome prinzipiell ein niedrigeres Signal (also ein dunkles Signal, eine Signalhypointensität). Diese Sequenzen haben jedoch eine hohe anatomische Auflösung und sind vor allem für das MR-Kontrastmittel (i.d.R. Gadolinium (Gd)-Chelate) bezüglich ihrer Signaldarstellung empfänglich. Kontrastmittel (Gd) verkürzt die T 1-Zeiten und erlaubt somit in T1-gewichteten Sequenzen eine Darstellung des Kontrastmittels mit Signalhyperintensität (helle Darstellung).

Fettgewebe erscheint sowohl in den T2- als auch in den T1-gewichtete Sequenzen hyperintens (also weiß). Basierend auf diesen drei angegebenen Eigenschaften (Flüssigkeit hyperintens in T2, Kontrastmittel hyperintens in T1, Fettgewebe hyperintens in T1 und T2) können nun schon prinzipiell Gewebscharakterisierungen vorgenommen werden. Um jedoch beispielsweise innerhalb von fettigen Substanzen kleine Mengen von Flüssigkeit detektieren zu können, ist es sinnvoll, sogenannte Fettunterdrückungstechniken (fat-sat) zu verwenden (Abb. 2). Somit ist zur Beurteilung von auch diskreten Ödemen eine fettgesättigte T2-gewichtete Sequenz die optimale Wahl. Auch zur Beurteilung der Aufnahme von Kontrastmittel ist es sinnvoll, ggf. bei T1 gewichteten Sequenzen Fettsättigungstechnik einzusetzen und somit einen besseren Kontrast des hyperintensen Kontrastmittels zur Umgebung (z. B. innerhalb von mesenterialen Fett oder perirenalen Fettgewebe) zu haben.

Um die Geschwindigkeit der Signalaufnahme zu erhöhen, wurde im letzten Jahrzehnt die Technik der simultanen Bildgebung weiter entwickelt. Die sogenannte parallele Bildgebung in der MRT ermöglicht eine gleichzeitige, jedoch örtlich getrennte Detektion des MR-Signales mit sogenannten Mehrkanalspulen. Diese Empfangsspulen, die möglichst direkt am Körper anliegen, verbessern die Geschwindigkeit und die Ortsauflösung sowie das Signal-Rausch-Verhältnis in der MRT wesentlich. Durch die Kontrastmittelgabe (Gadolinium Chelate) wird es mit der MRT analog zu CT-Untersuchungen möglich, auch Perfusionen und Angiographien zu erstellen bzw. tumorbiologisch typische Eigenschaften von Tumoren (Hypervaskularisation) zu unterscheiden. Im Gegensatz zur CT können dabei multiple T1-Akquisitionen der interessierten Region angefertigt werden, ohne den Patienten mit ionisierender Strahlung zu schädigen.

Für die Längsmagnetisierung stehen als stationäre Feldstärken in der klinischen Routine gegenwärtig vor allem 1,5 Tesla- (1,5 T) bzw. 3 Tesla (3 T) – Geräte zur Verfügung. Eine hohe Feldstärke ist nicht unbedingt ein Garant für bessere Bildgebung, erlaubt jedoch prinzipiell ein höheres Signal-Rausch-Verhältnis. In der Urologie ist gerade zur Darstellung der Prostatadrüse eine 3 Tesla-Feldstärke die bevorzugte Methode, um hier mit sogenannter Diffusionsbildgebung (DWI, Diffusion Weighted Imaging) die morphologische Bildgebung mit biologischen Komponenten zu erweitern.

Bei der Diffusionsbildgebung (DWI) wird prinzipiell die freie Bewegung von Wasserstoffatomen im Extrazellularraum durch geeignet schnelle MR-Sequenzen detektiert und ausgewertet (Bammer 2003). Bei regulärem Gewebe sind die Wasserstoffatome durch die ungerichtete Brown’sche Molekularbewegung nicht in ihrer freien Bewegung eingeschränkt (nicht restringiert). Bei Entzündungen bzw. bei Tumoren entsteht entweder durch das zytotoxische Ödem der Entzündungen oder durch die Zunahme der Zellen an Größe und Anzahl bei malignen Raumforderungen eine Einschränkung des freien Extrazellularraums. Konsekutiv wird die freie Bewegung der Wasserstoffatome beschränkt (Restriktion der freien Diffusion). Dies wird in der DWI-Messung als Signalhyperintensität, also Darstellung einer Diffusionsrestriktion angezeigt (Abb. 3). Die DWI-Bildgebung hat eine relativ geringe Ortsauflösung, bekommt jedoch durch die Möglichkeit, die biologische Eigenschaft der freien Diffusion von Wasserstoffatomen darzustellen, ein hohes Potenzial, Tumore oder Entzündungen zu erkennen. In der modernen Prostata-MRT stellt mittlerweile die Diffusionsbildgebung (DWI) das Hauptkriterium zur Detektion von Tumoren in der peripheren Zone dar.

Die MRT ist ein Verfahren, dass im Gegensatz zur CT ohne die Anwendung ionisierender Strahlen auskommt. Gegenwärtig existieren keine wissenschaftlichen Beweise, dass die MRT langfristig negative Folgen durch die elektromagnetische Strahlung für die Patienten haben würde. Im Gegensatz zur CT benötigt die MRT jedoch längere Untersuchungszeiten (MRT ca. 30 Minuten, CT lediglich 1 Minute). Zusätzlich sind die Gerätekosten und der Unterhalt bzw. Wartung teurer als beim CT. Dies macht die MRT im Vergleich zum CT zum teureren Verfahren. Als drittes ist anzumerken, dass MR-Untersuchungen durch ihre längere Akquisitionszeiten mehr anfällig für Bewegungsunschärfe sind, sodass Patienten, die beispielsweise die Luft nicht lange genug anhalten können, eine deutlich schlechtere Darstellung als bei der CT haben. Auch die Ortsauflösung ist im Gegensatz zur CT in der Regel bei einer Standart-MRT-Untersuchung geringer, was jedoch durch die höhere biologische Auflösung der MRT kompensiert wird. Im Gegensatz zur CT wird nicht nur die Morphologie durch Röntgenabsorption (CT) vom Radiologen bewertet, sondern es werden durch verschiedene Sequenzen (T1, T2, fettgesättigte Sequenzen, DWI-Sequenzen etc.) multiparametrische Daten erfasst und müssen dann simultan ausgewertet werden.