Kernspintomographie

Laboratoriumsmethoden und -geräte, Methode zur nichtinvasiven Aufnahme von Schnittbildern auf Basis der Kernspinresonanz (NMR, nuclear magnetic resonance), die vor allem in der Medizin und in den Biowissenschaften, zunehmend auch in den Material- und Ingenieurwissenschaften, genutzt wird. Die Idee der Kernspintomographie ist fast so alt wie die Kernspinresonanz selbst. Die ersten erfolgreichen NMR-Bildgebungsexperimente wurden 1972 von Damadian (FONAR) und 1974 von Lauterbur vorgestellt. Weitere wichtige Meilensteine waren die Einführung der schnellen EPI-Methode (EPI) 1977 durch Mansfield sowie die Entwicklung der funktionellen Bildgebung (funktionelle NMR-Bildgebung) und der NMR-Mikroskopie (Callaghan 1991).Grundprinzip: Im Gegensatz zu optischen bildgebenden Verfahren, bei denen die Auflösung durch die jeweils benutzte Wellenlänge begrenzt wird, ist das Funktionsprinzip der Kernspintomographie unabhängig von der Wellenlänge. Statt dessen wird die Auflösung in der Kernspintomographie durch die örtlich begrenzte Einstellung der jeweiligen Resonanzbedingungen erreicht; dies ist auf drei Weisen möglich:
· durch Anregung nur in einem bestimmten Bereich der Probe (FONAR, STRAFI, Schichtgradient, siehe Abb. 1);
· durch eine ortsabhängige Resonanzfrequenz w = w₀ + gG_Lx_L (Frequenzkodierung), erzeugt von einem während der Signalaufnahme anliegenden Lesegradienten G_L, was zu einem »NMR-Spektrum« führt, aus dem die Projektion der Verteilung der Kernspins auf die Gradientenrichtung durch Fouriertransformation gewonnen werden kann;
· durch eine ortsabhängige Resonanzfrequenz w = w₀ + gG_Px_P (Phasenkodierung) durch einen für eine Zeit t_P zwischen Signalanregung und Auslese angelegten Phasengradienten G_P, womit man eine ortsabhängige Phasenverteilung Dj = gG_Px_Pt_P der Resonanzsignale erhält.

Die Kernspintomographie kennt mehrere Bildgebungsverfahren. Beim Standard-Verfahren der Fourier-Bildgebung wird die Bildinformation, also die Spinverteilung r(x,y), in den Raumrichtungen, in denen Frequenz- oder Phasenkodierung stattgefunden hat, aus den registrierten Resonanzsignalen (freier Induktionszerfall, FID) S(k_x,k_y) durch eine komplexe Fourier-Transformation

rekonstruiert (k_i = gG_ix_it_i). Der Unterschied zwischen Frequenzkodierung und Phasenkodierung liegt darin, dass bei der Phasenkodierung die unterschiedlichen k-Werte durch mehrfache Wiederholung der Bildgebungssequenz mit unterschiedlichen Werten des Phasengradienten zustande kommen, während bei der Frequenzkodierung der k-Wert in Richtung des Lesegradienten über die Auslesezeit wächst. Eine typische Sequenz für die zweidimensionale Bildgebung ist in Abb. 2 dargestellt. Die dritte Raumdimension kann über einen weiteren Phasengradienten in die Bildgebung integriert werden; dafür kann auf den Schichtgradienten verzichtet werden.

Neben der Fourier-Bildgebung sind noch eine Reihe weiterer Bildgebungsverfahren in Gebrauch. Bei der Projektionsrekonstruktion wird auf Phasengradienten verzichtet und die Bildebene in Form von Projektionen auf einen schrittweise rotierten Lesegradienten abgetastet (siehe Abb. 3). STRAFI und FONAR: bei diesen beiden Methoden wird nicht in homogenen, sondern inhomogenen Magnetfeldern gearbeitet, in denen die Resonanzbedingung nur in einem kleinen Gebiet der Probe erfüllt ist und diese relativ dazu bewegt wird. Diese Verfahren arbeiten folglich im realen Raum und kommen ohne Fourier-Transformation aus. »Schnelle« Bildgebungsverfahren arbeiten normalerweise auch nach dem Fourier-Prinzip, kombinieren aber teilweise mehrere Auslesevorgänge mit einer Anregung oder arbeiten mit modifizierten Anregungssequenzen.

Bei allen Schritten einer NMR-Bildgebungssequenz können Bildartefakte entstehen. Die wichtigsten sind Partialvolumen-Effekte (»Verschmieren« des Bildes bzw. Überlagerung verschiedener Strukturen bei Variationen der Probenstruktur innerhalb der angeregten Schicht), chemische Verschiebungsartefakte (vor allem beim Lesegradienten, siehe Abb. 4) und Flussartefakte (beim Phasengradienten). Kompliziertere Artefakte können durch das Zusammenspiel von Diffusion und lokalen Suszeptibilitätsunterschieden in der Probe entstehen (NMR-Diffusions- und Bewegungseffekte).Anwendungsgebiete: Die bekannteste Anwendung der NMR-Bildgebung liegt in der medizinischen Diagnostik (siehe Abb. 5 und Abb. 6, Kernspintomograph). Daneben wird sie jedoch auch zunehmend in der biologischen Grundlagenforschung sowie für die Untersuchung von Proben aus den Materialwissenschaften, der chemischen Prozesstechnik und der Lebensmitteltechnologie angewandt. Die speziellen Vorteile der Kernspintomographie für alle diese Bereiche sind vor allem die Zerstörungsfreiheit sowie die Vielfalt an möglichen Kontrastparametern, die mit ein und derselben Methode untersucht werden können.

Im Gegensatz zur medizinischen Diagnostik sind bei den nichtmedizinischen Anwendungen der NMR (aber auch bei speziellen medizinischen Anwendungen wie z.B. in der Histologie) die untersuchten Proben deutlich kleiner. Für eine brauchbare Bildauflösung müssen deshalb die einzelnen Bildelemente wesentlich kleiner gewählt werden als in den üblichen diagnostischen Anwendungen. Je nach Probengrösse und Bildauflösung spricht man dann von Mikroimaging (Auflösung unter ca. 100 mm) und Miniimaging (Auflösung im Bereich zwischen 100 und 500 mm). Im Vergleich zur medizinischen Bildgebung gibt es hier vor allem zwei zusätzliche Probleme: das schlechtere Signal / Rauschverhältnis und zusätzliche Effekte durch Diffusion, wenn die Grösse der Volumenelemente in den Bereich der Diffusionslängen während der Echozeit kommt (vor allem bei Mikroimaging mit Auflösungen < 20 mm).

Wesentliche Entwicklungstendenzen in der Kernspintomographie waren und sind immer noch die Beschleunigung der Bildaufnahme, die Steigerung der Auflösung und die Erschliessung neuer Kontrastmechanismen (z.B. durch Polarisationstransfer). Im medizinischen Bereich wird zur Zeit die interventionelle Kernspintomographie etabliert, bei der Operationen an einem im Kernspintomographen befindlichen Patienten durchgeführt werden. Für derartige Eingriffe werden zur Zeit neue, sogenannte »offene« Tomographen entwickelt (siehe Abb. 7). Ausserdem wird völlig nichtmagnetisches OP-Besteck benötigt.

Vor allem bei schnellen Bildgebungsverfahren und Polarisationstransfermethoden in der Kernspintomographie kommt es zu einer beträchtlichen Hochfrequenzbelastung. Dies stellt insbesondere bei medizinischen Anwendungen ein Problem dar, da gesundheitliche Schäden für den Patienten nicht ausgeschlossen werden können (Elektromagnetische Verträglichkeit, Elektrosmog). Für den erlaubten Hochfrequenzleistungseintrag gibt es in den meisten Ländern gesetzliche Grenzwerte; in Deutschland ist beispielsweise ein maximaler HF-Leistungseintrag von 2 W / kg im untersuchten Organbereich erlaubt.

Kernspintomographie 1: Wirkungsweise eines Schichtgradienten: auf Grund der ortsabhängigen Resonanzfrequenz regt ein Hochfrequenzimpuls mit einer bestimmten Bandbreite nur eine Scheibe der Probe an.

Kernspintomographie 2: Einfache Gradientenecho-Sequenz für die NMR-Bildgebung. Der Schichtgradient liegt in z-Richtung, der Lesegradient in x-Richtung. HF: Hochfrequenzkanal.

Kernspintomographie 3: k-Raum-Abtastung bei der Projektionsrekonstruktionsmethode

Kernspintomographie 4: Verschiebungsartefakte des Fettsignals aus dem Knochenmark in einem menschlichen Finger; rechtes Bild: Verschiebungsarktefakt korrigiert.

Kernspintomographie 5: Kernspintomographische Aufnahmen einer weiblichen Brust. Das grosse Bild ist ohne Kontrastmittel aufgenommen, das kleine ist ein Differenzbild nach Kontrastmittelgabe und zeigt deutlich einen Tumor in der linken Brust.

Kernspintomographie 6: Funktionelle NMR-Bildgebung am menschlichen Gehirn: Dem anatomischen Bild überlagert ist die Signaländerung durch die neuronale Aktivität bei der Ausführung einer Handbewegung. Die Aktivität ist im Motorcortex konzentriert.

Kernspintomographie 7: offener Tomograph.