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Kernspintomographie – Physikalische Grundlagen

Ein Atom besteht aus einer Hülle, gebildet von den Elektronen, und aus einem Kern, der aus Protonen und Neutronen zusammengesetzt ist. Die Protonen drehen sich um eine Achse, d.h. sie besitzen einen Spin. Da durch diesen Spin auch die elektrische Ladung der Protonen rotiert, resultiert daraus ein kleines begleitendes Magnetfeld. Vereinfacht kann man daher jedes Proton als kleinen Magneten betrachten.

Der zu untersuchende Patient liegt in einem starken, möglichst homogen Magnetfeld (i.d.R. 0,5-1,5 Tesla), wodurch sich die im Körper befindlichen paramagnetischen Atomkerne mit ungerader Protonenzahl (H+-Kerne) nach den Feldlinien des äußeren Magneten in einer „Nord-Süd-Richtung“ ausrichten und dabei um diese Feldlinien kreiseln. Dieses Kreiseln wird als Präzession bezeichnet. Diese Präzession erfolgt mit einer bestimmten Frequenz, die direkt von der Stärke des äußeren Magnetfeldes abhängig ist (sog. Larmor-Frequenz).

Die für die Bilderzeugung wichtigen Protonen (H+-Kerne) befinden sich in einem Gleichgewicht in paralleler und antiparaller Nord-Süd-Ausrichtung. Auf 1.000.007 im energieärmeren stabileren Zustand parallel ausgerichteten Protonen kommen 1.000.000 antiparallel ausgerichtete. Dieser sehr kleine zahlenmäßige Unterschied repräsentiert die Magnetisierung des zu untersuchenden Gewebes und ist für die Kernspintomographie fundamental. Die 1.000.000 sowohl parallel als auch antiparallel ausgerichteten Protonen neutralisieren sich gegenseitig.

Nun wird zusätzlich ein Hochfrequenzimpuls bzw. eine Radiowelle (Resonanzfrequenz der Protonen) quer zu den Feldlinien des äußeren Magnetfeldes temporär eingestrahlt (HF-Impuls). Dadurch gehen einige Protonen in einen energiereicheren Zustand über. Außerdem werden die Protonen zu verstärkten Kreiselbewegungen angeregt und dabei synchronisiert. Daraus resultiert eine meßbare Quermagnetisierung, die letztendlich für das MRT-Signal verantwortlich ist. Nach dem Abschalten dieses Hochfrequenzimpulses kehren die Kerne in ihre stabile Ausgangslage zurück und induzieren dabei in der Empfangsspule ein schwaches elektrisches Signal.

Durch den Einsatz sekundärer Magnetfeldgradienten ist eine räumliche Zuordnung (Frequenz- und Phasenkodierung) möglich, so daß mit aufwendigen Rechenverfahren (Fouriertransformation) die Schnittbilder hergestellt werden. Die Schnittorientierung der MRT-Bilder ist beliebig variabel und erlaubt somit eine multiplanare Darstellung der Untersuchungsregion. Die Signaldifferenzen aus den einzelnen Körpergeweben ergeben sich aus deren Protonendichte, aus der Kopplung der relevanten Protonen an ihre jeweilige chemische Umgebung (Spin-Gitter-Relaxationszeit Tl) sowie aus der gegenseitigen Beinflussung der Protonen (Spin-Spin-Relaxationszeit T2). Tl beschreibt, wie schnell sich das magnetische Moment des untersuchten Gewebes wieder längs des äußeren Magnetfeldes anordnet. T2 drückt aus, wie schnell sich die Quermagnetisierung nach einem HF-Impuls wieder abbaut. Je kleiner eine solche Relaxationszeit ist, desto schneller wird der Ausgangszustand wieder erreicht und desto mehr Protonen stehen für die nächste Anregung wieder zur Verfügung.

Gewebe mit kürzerer Relaxationszeit erzeugen ein stärkeres Signal als solche mit längerer Relaxationszeit. Daraus ergibt sich der Bildkontrast verschiedener Gewebe. Typische MRT-Kontrastmittel sind paramagnetische Substanzen und verkürzen in Geweben, in denen sie sich anlagern, die Relaxationszeiten (bildrelevant ist die Tl-Verkürzung).