MRT des Bewegungsapparats E-Book

• Herausgeber: Thieme
• Kategorie: Fachliteratur
• Sprache: Deutsch

Seitenzahl: 1422

Veröffentlichungsjahr: 2014

Beschreibung

Vertiefen Sie sich systematisch in die MRT des Bewegungsapparats:

• Alles zum exakten Vorgehen: MR-Untersuchungstechnik mit Lagerung, Spulenwahl, Sequenzfolge
• Normale MRT-Anatomie
• Pathologische Befunde mit anschaulichen Schemazeichnungen
• Fehlermöglichkeiten bei der Bildinterpretation
• Alles zur "Software" der MRT: tabellarische Untersuchungsprotokolle für die verschiedenen Regionen
• Zum schnellen Nachschlagen: Differenzialdiagnose-Tabellen für die Abgrenzung der Befunde
• Klinische Wertigkeit und Vergleich mit anderen Verfahren
• Neue MR-Techniken: MR-Neurografie, MR-Myelografie, MR-Prothesenbildgebung, Diffusionsbildgebung und DWIBS, quantitative MRT, mDIXON
• Neuestes Bildmaterial: mehr als 1900 Abbildungen in eindrucksvoller Qualität

Leseprobe

MRT des Bewegungsapparats

Herausgegeben von

Martin Vahlensieck, Maximilian Reiser

Mit Beiträgen von

Andrea Baur-Melnyk, Matthias Bollow, Jürgen Braun, Martin Breitenseher, Melvin D’Anastasi, Roman Fischbach, Klaus M. Friedrich, Harry K. Genant, Jürgen Gieseke, Christian Glaser, Stephan Grampp, Kay-Geert A. Hermann, Anna Janina Höink, Annie Horng, Thomas-U. Niederstadt, Mike Notohamiprodjo, Christian W. A. Pfirrmann, Martin Richter, Soraya Robinson, Alexander Sikorski, Frank Träber, Martin Vahlensieck, Volker Vieth

4., vollständig überarbeitete und erweiterte Auflage

2062 Abbildungen

Vorwort

Liebe Leserinnen, lieber Leser,

auch in dieser 4. Auflage haben zahlreiche Neuerungen in das Buch Eingang gefunden. 3-Tesla-Geräte werden zunehmend aufgestellt, offene Hochfeldgeräte haben Vorteile bei klaustrophoben Patienten, viele technische Aspekte bei der Sequenzdurchführung, neue Techniken wie MR-Neurografie, MR-Prothesensequenzen u. a. galt es zu berücksichtigen. Aufgrund der ständig gestiegenen Genauigkeit des Verfahrens, haben sich auch einige ältere Klassifikationen überholt. So ist das Ziel bei der Meniskusdiagnostik nicht mehr nur Signalanhebungen zu beschreiben, sondern Risse genau nach Risstyp und Ausdehnung zu klassifizieren oder selbst kleinste Bandverletzungen, z. B. an den Fingern, zu erkennen. Durch das Einbringen zahlreicher neuer Grafiken, Literaturstellen und den Austausch sowie das Hinzufügen zahlreicher Abbildungen haben wir diesen Umständen Rechnung tragen wollen.

An vielen Stellen haben wir „Hyperlinks“ zu aus der Sicht der jeweiligen Kapitelautoren hilfreichen Seiten im Internet angegeben, damit die Inhalte gegebenenfalls weiter vertieft werden können. An einigen Stellen finden sich auch „Recherchehilfen“, um zusätzliche Internetsuchen zu speziellen Themen aus der Sicht der jeweiligen Autoren effektiver gestalten zu können (als einfaches Beispiel sei gesagt, dass eine Bildersuche in englischer Sprache mehr relevante Treffer liefert als eine deutschsprachige).

Die Abschnitte zur klinischen Relevanz wurden um ein sogenanntes Klinik-Interview erweitert. Dabei haben klinisch tätige Kolleginnen und Kollegen zu Fragen bezüglich der Performance des MRT aus ihrer Sicht Stellung genommen. Dies sollte den Blick des Radiologen für eventuelle Diskrepanzen zum „Kliniker“ schärfen.

Bonn und München, im Herbst 2014Martin VahlensieckMaximilian Reiser

Abkürzungen

Inhaltsverzeichnis

Vorwort

Abkürzungen

1 Relevante Magnetresonanztechniken

1.1 Einleitung

1.1.1 Längs- und Quermagnetisierung

1.1.2 Messzeitraum

1.1.3 Räumliche Zuordnung

1.1.4 Sequenz

1.2 Spin-Echo-Sequenz

1.2.1 T1-Kontrast

1.2.2 Protonendichtegewichteter Bildkontrast

1.2.3 T2-Kontrast

1.3 Turbo-/Fast-Spin-Echo-Sequenz

1.4 Gradienten-Echo-Technik

1.5 Sehr schnelle Magnetresonanztechniken

1.6 Fettunterdrückung

1.6.1 Chemisch-selektive Sättigung

1.6.2 Chopper-Dixon-Methode

1.6.3 Modifizierte Dixon-Technik (mDIXON)

1.6.4 Short-Tau-Inversion-Recovery

1.6.5 Wasseranregung

1.7 Kontrastmittel und Kontrastdynamik

1.8 Magnetresonanzarthrografie

1.8.1 Direkte Magnetresonanzarthrografie

1.8.2 Indirekte Magnetresonanzarthrografie

1.9 Knorpelbildgebung und Parameterkarten (quantitative Magnetresonanztomografie)

1.10 Magnetization-Transfer-Contrast

1.11 Diffusionsbildgebung (DWI und DWIBS)

1.12 Magnetresonanzangiografie

1.12.1 Gated-Inflow-Verfahren

1.12.2 Phasenkontrastangiografie

1.12.3 Kontrastangiografie

1.13 Relaxometrie

1.14 Dreidimensionale Rekonstruktion

1.15 Multiplanare Reformatierung

1.16 Radiale Schnittführung

1.17 Spektroskopie und Spectroscopic Imaging

1.17.1 Wasserstoffspektroskopie

1.17.2 Phosphorspektroskopie

1.17.3 Kohlenstoffspektroskopie

1.18 Kinematische Untersuchungen

1.18.1 Cine-Mode

1.18.2 Sehr schnelle Sequenzen

1.19 Magnetresonanzmyelografie

1.20 Magnetresonanzneurografie

1.21 Magnetresonanz-Prothesenbildgebung

1.22 Literatur

2 Wirbelsäule

2.1 Bildgebung

2.1.1 Indikationen

2.1.2 Hardware

2.1.3 Untersuchungsprotokolle

2.2 Anatomie und Physiologie

2.2.1 Knochenmark und knöcherne Elemente

2.2.2 Neuroforamina

2.2.3 Bandscheiben

2.2.4 Bänder

2.2.5 Duralsack, Myelon und Spinalnerven

2.2.6 Artefakte der Bildgebung

2.3 Degenerative Wirbelsäulenerkrankungen

2.3.1 Knochen- und Knochenmarkveränderungen entlang der Wirbelkörperabschlussplatten

2.3.2 Bandscheibenveränderungen

2.3.3 Veränderungen der Zygapophysealgelenke

2.4 Spondylitis und Spondylodiszitis

2.4.1 Pyogene bzw. spezifische Spondylitis

2.4.2 Rheumatoide Arthritis

2.4.3 Seronegative Spondyloarthropathien

2.5 Posttraumatische Wirbelsäulenveränderungen

2.5.1 Posttraumatische Bandscheiben- und Bandveränderungen

2.5.2 Posttraumatische Knochenveränderungen

2.5.3 Posttraumatische Veränderungen des Spinalkanals

2.6 Postoperative Wirbelsäulenveränderungen

2.6.1 Operierte Bandscheibe

2.6.2 Knöchern operierte Wirbelsäule

2.7 Tumoren der Wirbelsäule

2.7.1 Entstehung von Wirbelsäulentumoren

2.7.2 Lokalisation der Tumoren

2.7.3 Häufige benigne Tumoren und tumorartige Läsionen

2.7.4 Häufige primär maligne Tumoren

2.7.5 Häufige sekundär maligne Tumoren

2.8 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

2.9 Literatur

3 Schulter

3.1 Einleitung

3.2 Untersuchungstechnik

3.2.1 Lagerung

3.2.2 Spulenwahl

3.2.3 Sequenzfolge und -parameter

3.2.4 Besondere Untersuchungstechniken

3.3 Anatomie

3.3.1 Allgemeine Anatomie

3.3.2 Spezielle Magnetresonanzanatomie und Varianten

3.4 Erkrankungen der Rotatorenmanschette

3.4.1 Impingement

3.4.2 Läsionen des Sehnenansatzes (Insertionstendopathie, Rim-rent-Läsionen)

3.5 Erkrankungen der proximalen Bizepssehnen

3.5.1 Tendinitis

3.5.2 Rupturen

3.5.3 Pulley-Läsionen

3.5.4 Chondromatose und Osteochondromatose

3.6 Erkrankungen der übrigen Muskulatur (einschließlich Folgen der Nervenkompressionssyndrome)

3.6.1 Atrophie

3.6.2 Insertionstendopathie

3.6.3 Fibrose

3.6.4 Muskelfaserriss

3.7 Erkrankungen der Bursae

3.7.1 Bursa subacromialis-subdeltoidea

3.7.2 Bursa subcoracoidea

3.8 Erkrankungen und Instabilitäten des Labrum glenoidale und der Kapselbänder

3.8.1 Traumatische Läsionen

3.8.2 Habituelle Schulterluxation

3.8.3 Labrumzysten

3.9 Erkrankungen der Synovialis und der Gelenkkapsel

3.9.1 Arthritis

3.9.2 Pigmentierte villonoduläre Synovitis und Hämophilie

3.9.3 Synoviale Chondromatose

3.9.4 Lipoma arborescens

3.9.5 Amyloidarthropathie

3.9.6 Adhäsive Kapsulitis (Frozen Shoulder)

3.10 Erkrankungen der Knochen

3.10.1 Aseptische Knochennekrose

3.10.2 Impressionsfrakturen des Humeruskopfs

3.10.3 Avulsionsverletzungen

3.10.4 Distales Klavikulaödem

3.10.5 Omarthrose

3.10.6 Stressreaktion

3.10.7 Tuberkulumzysten

3.10.8 Angeborene Fehlbildungen

3.11 Erkrankungen des Akromioklavikulargelenks

3.12 Erkrankungen des Sternoklavikulargelenks

3.13 Tumoren der Schulter

3.14 Posttherapeutische Befunde

3.14.1 Injektion

3.14.2 Stoßwellenlithotripsie

3.14.3 Operationen

3.15 Fehlermöglichkeiten bei der Bildinterpretation

3.15.1 Fehldeutung einer Signalerhöhung

3.15.2 Fehldeutung von Normvarianten

3.15.3 Fehldeutung eines Ergusses

3.15.4 Fehldeutung der Knochenmarkverteilung

3.15.5 Fehldeutung des persistierenden Ossifikationskerns des Akromions

3.15.6 Fehldeutung von Muskelansätzen am Knochen

3.16 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

3.17 Literatur

4 Ellenbogen

4.1 Einleitung

4.2 Untersuchungstechnik

4.2.1 Lagerung

4.2.2 Spulenwahl

4.2.3 Ebenen und Sequenzen

4.3 Anatomie

4.3.1 Ligamente

4.3.2 Muskeln und Sehnen

4.3.3 Knochen

4.3.4 Gelenkknorpel

4.3.5 Rezessus und Bursae

4.3.6 Nerven

4.3.7 Gefäße

4.4 Epikondylitis

4.4.1 Epicondylitis humeri radialis

4.4.2 Epicondylitis humeri ulnaris

4.5 Läsionen der Kollateralbänder

4.5.1 Ulnares Kollateralband

4.5.2 Radiales Kollateralband

4.5.3 Ligamentum anulare

4.6 Distale Bizepssehnenläsion

4.7 Trizepssehnenläsion

4.7.1 Tendinopathie der Trizepssehneninsertion

4.7.2 Schnappender Musculus triceps

4.8 Traumatisch bedingte Läsionen

4.9 Arthrose

4.10 Apophysitis

4.11 Osteochondrose

4.11.1 Osteochondrosis dissecans

4.11.2 Morbus Panner

4.11.3 Freie Gelenkkörper

4.12 Radioulnare Synostose

4.13 Knorpelschäden

4.14 Plicae

4.15 Bursitis

4.16 Nervenpathologien

4.17 Neoplasien und neoplasieähnliche Veränderungen

4.18 Posttherapeutische Befunde

4.19 Fehlermöglichkeiten bei der Bildinterpretation

4.20 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

4.21 Literatur

5 Handgelenk und Finger

5.1 Untersuchungstechnik

5.1.1 Lagerung

5.1.2 Spulenwahl

5.1.3 Sequenzfolge und -parameter

5.2 Anatomie

5.2.1 Allgemeine Anatomie

5.2.2 Spezielle Magnetresonanzanatomie

5.3 Spontane Osteonekrosen

5.3.1 Lunatumnekrose (Morbus Kienböck)

5.3.2 Spontane Osteonekrose des Os scaphoideum (Morbus Preiser, Morbus Köhler-Mouchet)

5.4 Ulnokarpales Impaktionssyndrom

5.5 Ulna-Impingement-Syndrom

5.6 Hamatolunäres Impingement

5.7 Arthrosen

5.8 Karpale Koalitionen

5.9 Traumatische Läsionen der Karpalia

5.9.1 Knochenkontusion und okkulte Fraktur

5.9.2 Fraktur

5.9.3 Luxation und Subluxation

5.9.4 Traumatische Läsionen und postoperative Befunde des Os scaphoideum

5.10 Erkrankungen der Bänder

5.10.1 Interossäre (intrinsische) Bänder

5.10.2 Kapselbänder des Handgelenks (extrinsische Ligamente)

5.10.3 Seit- und Ringbänder der Finger

5.10.4 Triangulärer (ulnarer) Faser-Knorpel-Komplex

5.11 Nervenkompressionssyndrome

5.11.1 Karpaltunnel

5.11.2 Guyon-Loge

5.11.3 Bowling-Daumen

5.11.4 Wartenberg-Syndrom

5.12 Tumoren

5.12.1 Subunguale Tumoren

5.12.2 Riesenzelltumoren der Sehnenscheide

5.12.3 Rheumaknoten

5.13 Ganglien und Zysten

5.13.1 Ganglien

5.13.2 Zysten

5.14 Erkrankungen der Synovialis einschließlich chronischer Polyarthritis

5.15 Erkrankungen der Sehnen

5.15.1 Radiales Handgelenk

5.15.2 Dorsoradiales Handgelenk

5.15.3 Distaler dorsoradialer Unterarm

5.15.4 Ulnares Handgelenk

5.15.5 Beugesehnen

5.16 Palmare Fibromatose (Morbus Dupuytren)

5.17 Einige Erkrankungen der Gefäße

5.18 Fehlermöglichkeiten bei der Bildinterpretation

5.18.1 Fehlerhafte Positionierung des Handgelenks

5.18.2 Gefäßvarianten

5.18.3 Akzessorische und lagevariante Muskeln

5.18.4 Chemical-Shift-Artefakt

5.18.5 Magic-Angle-Phänomen

5.18.6 Knöcherne Varianten

5.18.7 Carpe bossu

5.18.8 Eintrittsstellen der Nutritialgefäße in die Karpalia von dorsal und palmar

5.18.9 Beugesehnenscheiden am Handgelenk und an der Hand

5.19 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

5.20 Literatur

6 Hüftregion

6.1 Einleitung

6.2 Untersuchungstechnik

6.2.1 Lagerung

6.2.2 Spulenwahl

6.2.3 Sequenzfolge und -parameter

6.3 Anatomie

6.4 Aseptische Hüftkopfnekrose

6.5 Transiente Osteoporose

6.6 Morbus Perthes

6.7 Epiphysiolysis capitis femoris

6.8 Hüftdysplasie

6.8.1 Hüftdysplasie beim Neugeborenen und Kleinkind (sog. kongenitale Hüftluxation)

6.8.2 Hüftdysplasie beim Erwachsenen

6.9 Trauma, Stress- und Ermüdungsfrakturen

6.9.1 Frakturen aufgrund adäquater Traumata

6.9.2 Stress- und Ermüdungsfrakturen

6.10 Impingement

6.10.1 Cam-Impingement

6.10.2 Pincer-Impingement

6.10.3 Sonstige Impingement-Arten

6.11 Läsionen des Labrum acetabulare

6.11.1 Anatomische Varianten

6.11.2 Labrumrisse

6.12 Degeneratives Ligamentum capitis (teres) femoris

6.13 Früharthrose und Arthrose

6.14 Entzündliche Erkrankungen

6.14.1 Osteomyelitis und unspezifische Arthritis

6.14.2 Rheumatoide Arthritis

6.15 Erkrankungen von Kapsel und Synovia

6.15.1 Synoviale Osteochondromatose

6.15.2 Synoviale Falten (Plicae und Retinakula)

6.16 Amyloidarthropathie

6.17 Insertionstendopathien (Enthesiopathien)

6.17.1 Insertionstendopathie der glutäalen Muskelsehnen

6.17.2 Insertionstendopathie der Sehnen der Knieflexmuskelgruppe

6.17.3 Seltenere Enthesiopathien der Hüfte

6.18 Schnappende Hüfte (Coxa saltans)

6.19 Neurovaskuläre Kompressionssyndrome

6.20 Tumoren

6.21 Pigmentierte villonoduläre Synovitis

6.22 Fehlermöglichkeiten bei der Bildinterpretation

6.22.1 Hämatopoetisches Knochenmark

6.22.2 Transkortikale Synovialherniation

6.22.3 Supraazetabuläre Fossa

6.22.4 Bursitiden

6.22.5 Akzessorische Sehne des Musculus iliacus

6.23 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

6.24 Literatur

7 Kniegelenk

7.1 Einleitung

7.2 Untersuchungstechnik

7.2.1 Lagerung und Spulenwahl

7.2.2 Sequenzfolge und -parameter

7.3 Anatomie

7.3.1 Allgemeine Anatomie

7.3.2 Spezielle Magnetresonanzanatomie

7.4 Läsionen der Menisken

7.4.1 Degenerative Veränderungen und Risse

7.4.2 Postoperative Veränderungen

7.4.3 Varianten Scheiben- und Ringmeniskus

7.4.4 Parameniskale Zysten

7.4.5 Meniskusverknöcherung und -verkalkung

7.4.6 Meniskussubluxation (Extrusion)

7.5 Läsionen der Kreuzbänder

7.5.1 Vorderes Kreuzband

7.5.2 Hinteres Kreuzband

7.5.3 Postoperative Veränderungen der Kreuzbänder

7.6 Läsionen der Seitenbänder

7.6.1 Läsionen des Innenbands

7.6.2 Läsionen des Außenbands

7.7 Laterale Kapsel-Band-Läsionen einschließlich Läsionen des Musculus popliteus

7.8 Tractus-iliotibialis-Syndrom

7.9 Dyskinesien des Femoropatellargelenks und Patellaluxation

7.9.1 Funktionelle Störungen des Gleitvorgangs

7.9.2 Patellaluxation

7.10 Läsionen der Patellar- und Quadrizepssehne

7.11 Chondropathie, Früharthrose, Arthrose und Knorpeltrauma

7.11.1 Chondropathie

7.11.2 Früharthrose und Arthrose

7.11.3 Chondrale und osteochondrale Verletzungen

7.11.4 Therapie von Knorpelschäden, posttherapeutische Kontrolle mit Magnetresonanztomografie

7.12 Traumatologie des Knochens

7.12.1 Knochenkontusionen

7.12.2 Frakturen

7.13 Transiente (regionale) migratorische Osteoporose, flüchtiges Knieödem

7.14 Osteochondrosis dissecans und Osteonekrosen

7.14.1 Osteochondrosis dissecans

7.14.2 Spontane idiopathische Osteonekrose des Femurkondylus (Morbus Ahlbäck)

7.14.3 Weitere Osteonekrosen im Bereich des Kniegelenks

7.15 Veränderungen der Synovialmembran und der Gelenkkapsel, Sarkoidose und Gicht

7.15.1 Rheumatische Gelenkerkrankungen

7.15.2 Pigmentierte villonoduläre Synovitis

7.15.3 Hämophile Arthropathie

7.15.4 Sarkoidose

7.15.5 Lipoma arborescens

7.15.6 Amyloidarthropathie

7.15.7 Chondromatose

7.15.8 Gicht

7.16 Plicae synoviales

7.17 Synoviale popliteale Zysten und Bursitiden

7.17.1 Synoviale popliteale Zysten

7.17.2 Bursitiden

7.18 Läsionen des Hoffa-Fettkörpers und weiterer Fettpolster

7.19 Ganglien (außer sog. Meniskusganglien bzw. parameniskaler Zysten)

7.19.1 Intraartikuläre Ganglien

7.19.2 Extraartikuläre Ganglien

7.20 Nervenkompressionssyndrome und gelenknahe Neuropathien

7.21 Vaskuläre Erkrankungen

7.22 Besonderheiten bei Kindern

7.23 Häufige Tumoren und tumorähnliche Läsionen im und um das Knie

7.24 Fehlermöglichkeiten bei der Bildinterpretation

7.24.1 Signalanhebungen im Meniskusrandbereich

7.24.2 Pulsationsartefakte der Arteria poplitea

7.24.3 Linienartefakt

7.24.4 Patella bi-, tri- und multipartita

7.24.5 Dorsaler Defekt der Patella

7.24.6 Akzessorische dorsale Sesambeine

7.24.7 Kalkablagerungen

7.24.8 Meniskomeniskales Ligament

7.24.9 Musculus articularis

7.24.10 Resorptionszysten im Insertionsgebiet der Kreuzbänder im Tibiaplateau

7.24.11 Asymmetrie der Epiphysenfuge

7.25 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

7.26 Literatur

8 Unterschenkel, Sprunggelenk und Fuß

8.1 Einleitung

8.2 Untersuchungstechnik

8.2.1 Lagerung

8.2.2 Spulenwahl

8.2.3 Sequenzfolge und –parameter

8.3 Anatomie

8.3.1 Allgemeine Anatomie

8.3.2 Spezielle Magnetresonanzanatomie

8.4 Erkrankungen der Knochen

8.4.1 Osteochondrale Verletzungen, Osteochondrosis dissecans und Osteonekrosen

8.4.2 Apo- und Epiphysitiden

8.4.3 Sesambeine und akzessorische Knochen

8.4.4 Stressreaktionen, Stressfrakturen und okkulte Frakturen

8.4.5 Knochenmarködemsyndrome des Fußes und transiente Osteoporose

8.4.6 Osteomyelitis

8.4.7 Schienbeinkantensyndrom

8.4.8 Kindliche Frakturen

8.4.9 Tarsale Koalitionen

8.4.10 Knorpelmissbildung

8.5 Erkrankungen der Sehnen

8.5.1 Achillessehne

8.5.2 Plantarissehne

8.5.3 Peronäalsehnen

8.5.4 Tiefe Flexorensehnen

8.5.5 Vordere Muskelgruppe (Extensorengruppe)

8.6 Bandverletzungen und Impingement-Probleme nach Bandverletzungen

8.6.1 Oberes Sprunggelenk

8.6.2 Lisfranc-Verletzung

8.6.3 Sinus-tarsi-Bandverletzung und Sinus-tarsi-Syndrom

8.6.4 Ligamentum calcaneonaviculare plantare

8.6.5 Impingement-Syndrome

8.7 Erkrankungen der Plantarfaszie (Aponeurosis plantaris)

8.7.1 Plantarfasziitis (Fasciitis plantaris)

8.7.2 Plantarfibromatose (Morbus Ledderhose)

8.8 Erkrankungen der Fußfettpolster und Plantarvenenthrombose

8.9 Erkrankungen der Nerven und Kompressionssyndrome

8.9.1 Tarsaltunnelsyndrome

8.9.2 Weitere Kompressionssyndrome am Fuß

8.10 Arthrose

8.11 Arthritis

8.12 Sonstige Synovitiden

8.13 Diabetisches Fußsyndrom

8.13.1 Diabetische Neuroosteoarthropathie

8.13.2 Nicht diabetesbedingte Neuropathien

8.14 Hämophile Osteoarthropathie

8.15 Bursitis und Haglund-Ferse

8.16 Pseudobursae

8.17 Fußtypische Tumoren

8.17.1 Xanthome

8.17.2 Ganglien

8.17.3 Knochentumoren

8.17.4 Kalkaneustumoren

8.17.5 Riesenzelltumor der Sehnenscheide

8.17.6 Maligne Weichteiltumoren

8.17.7 Subunguale Tumoren

8.17.8 Epidermale Einschlusszysten

8.18 Erkrankungen der Zehen

8.18.1 Trauma

8.18.2 Sesambeine

8.18.3 Gicht

8.18.4 Hallux valgus und Metatarsalgie

8.19 Fehlermöglichkeiten bei der Bildinterpretation

8.19.1 Signalverhalten anatomischer Strukturen

8.19.2 Akzessorische Knochen und Sesambeine

8.19.3 Akzessorische Muskeln

8.20 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

8.21 Literatur

9 Kiefergelenk

9.1 Einleitung

9.2 Untersuchungstechnik

9.2.1 Lagerung

9.2.2 Spulenwahl

9.2.3 Sequenzfolge und -parameter

9.2.4 Besondere Untersuchungstechniken

9.2.5 Dynamische Studien

9.3 Anatomie

9.3.1 Allgemeine Anatomie

9.3.2 Spezielle Magnetresonanzanatomie und Varianten

9.4 Erkrankungen des Discus articularis

9.4.1 Struktur- und Formveränderungen des Diskus

9.4.2 Diskusverlagerungen

9.4.3 Diskusadhäsion

9.4.4 Diskusperforation

9.4.5 Fehlstellungen des Kondylus

9.5 Arthritis und andere Erkrankungen der Synovialis

9.5.1 Arthritis

9.5.2 Andere Erkrankungen der Synovialis

9.6 Erkrankungen der Knochen

9.6.1 Arthrosis deformans

9.6.2 Traumata

9.7 Posttherapeutische Befunde

9.8 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

9.9 Literatur

10 Muskulatur

10.1 Einleitung

10.2 Untersuchungstechnik

10.2.1 Magnetresonanztomografie

10.2.2 Spezielle Magnetresonanzspektroskopie des Muskels

10.3 Anatomie

10.3.1 Allgemeine Anatomie

10.3.2 Spezielle Magnetresonanz- und funktionelle Anatomie

10.4 Neuropathien

10.5 Myotonie

10.6 Muskeldystrophien

10.7 Entzündliche Myopathien

10.7.1 Polymyositis, Dermatomyositis und Einschlusskörpermyositis

10.7.2 Virale und bakterielle Myositiden

10.7.3 Pyomyositis

10.7.4 Sarkoidose

10.8 Muskelveränderungen nach Radiatio und lokaler Chemotherapie

10.8.1 Radiatio

10.8.2 Lokale Chemotherapie

10.9 Traumatische Myopathien

10.9.1 Akute Überbelastung

10.9.2 Chronische Überlastung

10.10 Muskelfibrose

10.11 Kompartment-Syndrome

10.12 Rhabdomyolyse

10.13 Sekundäre Myopathien

10.14 Muskeltumoren

10.15 Fehlermöglichkeiten bei der Bildinterpretation

10.15.1 Signalvariationen oberflächlich gelegener Muskeln

10.15.2 Inversion-Recovery-Sequenzen

10.15.3 Fehlinterpretationen bei Denervierung

10.16 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

10.17 Literatur

11 Knochenmark

11.1 Untersuchungstechnik

11.2 Anatomie

11.2.1 Allgemeine Anatomie

11.2.2 Spezielle Magnetresonanzanatomie

11.3 Generalisierte Erkrankungen

11.3.1 Rekonvertierung und Hyperplasie

11.3.2 Zellinfiltration, Verdrängung, unkontrollierte Hyperplasie und Skelettdysplasien

11.3.3 Sklerosierende Skelettdysplasien

11.3.4 Hypoplasie und Verfettung

11.3.5 Knochenmarkfibrose

11.3.6 Seröse Atrophie

11.3.7 Substanzablagerungen

11.3.8 Transplantationsfolgen

11.4 Fokale Erkrankungen

11.4.1 Ödem

11.4.2 Ischämie

11.4.3 Bestrahlungsfolgen

11.4.4 Entzündung

11.4.5 Trauma

11.5 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

11.6 Literatur

12 Knochen- und Weichteiltumoren

12.1 Einleitung

12.2 Untersuchungstechnik

12.3 Tumoren – allgemeiner Teil

12.3.1 Vergleich benigner und maligner Tumoren

12.3.2 Charakteristische Signalintensitätsbefunde

12.3.3 Stadieneinteilung

12.3.4 Biopsieplanung

12.3.5 Therapiekontrolle

12.3.6 Tumorrezidiv oder postoperative Fibrose bzw. Ödem

12.3.7 Effekte der Radiochemotherapie auf gesunden Knochen

12.4 Tumoren – spezieller Teil

12.4.1 Knochentumoren

12.4.2 Weichteiltumoren

12.4.3 Solide Tumoren mit zystenäquivalenten Signalintensitäten

12.4.4 Metastasen

12.4.5 Pseudotumoren und tumorartige Substanzablagerungen, Morbus Paget

12.4.6 Extramedulläre Blutbildung

12.4.7 Chlorom (granulozytisches Sarkom)

12.5 Literatur

13 Osteoporose

13.1 Einleitung

13.2 Untersuchungstechnik

13.2.1 Magnetresonanzbildgebung

13.2.2 Relaxationszeitmessungen und Spektroskopie

13.3 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

13.4 Literatur

14 Sakroiliakalgelenk

14.1 Einleitung

14.2 Untersuchungstechnik

14.2.1 Lagerung und Spulenwahl

14.2.2 Schichtführung

14.2.3 Sequenzen

14.3 Anatomie

14.3.1 Allgemeine Anatomie

14.3.2 Spezielle Magnetresonanzanatomie

14.3.3 Varianten

14.3.4 So genanntes Enthesenorgan

14.4 Ursachen einer Sakroiliitis

14.5 Entzündlich-rheumatische Erkrankungen der Sakroiliakalgelenke

14.5.1 Spondyloarthritiden

14.5.2 Juvenile Spondyloarthritiden

14.5.3 Magnetresonanztomografische Befunde der entzündlich-rheumatischen Sakroiliitis

14.5.4 Stadieneinteilung und Aktivitätsbestimmung (Scoring)

14.6 Osteoarthrosis deformans und juxtaartikuläre Pneumatozysten

14.7 Disseminierte idiopathische Skeletthyperostose

14.8 Osteitis condensans ilii et sacri bzw. Hyperostosis triangularis ilii et sacri

14.9 Osteomalazie

14.10 Pyogene, septische Sakroiliitis

14.11 Tuberkulöse Sakroiliitis

14.12 Traumatische Veränderungen

14.13 Gelenkaffektionen durch Tumoren bzw. tumorähnliche Läsionen

14.14 Literatur

15 Kiefer und Zahnhalteapparat

15.1 Einleitung

15.2 Untersuchungstechnik

15.2.1 Geräte und Spulen

15.2.2 Schichtführung

15.2.3 Sequenzen

15.3 Anatomie

15.3.1 Allgemeine Anatomie

15.3.2 Spezielle Magnetresonanzanatomie

15.4 Spezielle Erkrankungsbilder

15.4.1 Parodontitis

15.4.2 Osteitis und Osteomyelitis

15.4.3 Osteoradionekrose und bisphosphonatinduzierte Kiefernekrose

15.4.4 Dentogene Sinusitis

15.4.5 Pulpavitalität

15.4.6 Implantologische Fragestellungen

15.4.7 Differenzierung von soliden und zystischen Veränderungen

15.5 Klinische Wertigkeit der Magnetresonanztomografie

15.6 Literatur

16 Anhang

16.1 Weitere Krankheitsbilder und Diagnosen

16.1.1 Differenzialdiagnose der geschwollenen Extremität mit der Magnetresonanztomografie

16.1.2 Kutis, Subkutis und Faszien

16.1.3 Chronische Sportverletzungen

16.2 Weitere Aspekte der Magnetresonanztomografie des Bewegungsapparats

16.2.1 Magic-Angle-Phänomen

16.2.2 Einsatz von Teilkörpersystemen (dedizierte Systeme)

16.2.3 Einsatz von 3-Tesla-Systemen

16.2.4 Einsatz von offenen Hochfeldsystemen

16.2.5 Einsatz von offenen Wirbelsäulensystemen zur aufrechten Untersuchung

16.3 Literatur

Anschriften

Sachverzeichnis

Impressum

1 Relevante Magnetresonanztechniken

M. Vahlensieck, F. Träber und J. Gieseke

1.1 Einleitung

In diesem Kapitel sollen die wichtigsten Grundlagen der für den Stütz- und Bewegungsapparat relevanten MR-Techniken (Magnetresonanztechniken) besprochen werden. Dabei stehen folgende praxisorientierte Erörterungen im Vordergrund:

Bildkontrast

SRV (Signal-Rausch-Verhältnis)

Anwendungsgebiet und Praktikabilität der unterschiedlichen Techniken

Für detaillierte physikalisch-technische Grundlagen wird auf die weiterführende Literatur verwiesen.

1.1.1 Längs- und Quermagnetisierung

Zur Erzeugung eines MR-Signals wird der Patient in einem starken äußeren Magnetfeld (B0) platziert. Durch das äußere Magnetfeld werden die Wasserstoffkerne der Gewebe, die modellhaft als kleine Magneten mit willkürlicher Ausrichtung ihres eigenen Magnetfelds angesehen werden können, parallel zur Längsachse des äußeren starken Magnetfelds ausgerichtet (Längsmagnetisierung). Wird in dieser Situation ein geeigneter Hochfrequenzpuls in das Gewebe eingestrahlt (90°-Puls), so wird für die Dauer des Pulses eine Veränderung der Ausrichtung der eigenen Magnetfelder der Wasserstoffkerne bewirkt. Diese veränderte Magnetfeldausrichtung ist als sog. Quermagnetisierung messbar. Nach Abschalten des Hochfrequenzpulses richten sich die Magnetfelder der Wasserstoffkerne wieder parallel zum äußeren Magnetfeld aus.

1.1.2 Messzeitraum

Die Quermagnetisierung bleibt nur für eine bestimmte Zeit messbar. Der Zeitraum, in dem die Quermagnetisierung messbar ist, hängt von der Homogenität des äußeren Magnetfelds und von der Gewebeart ab und wird „effektive T2- oder T2*-Zeit“ genannt.

Wird in dieser Situation ein geeigneter weiterer Puls in das Gewebe eingestrahlt (180°-Puls), so lassen sich weitere Signale erzeugen (SE, Spin-Echo). Der für die Intensitätsabnahme dieser SE-Signale charakteristische Zeitraum wird „Spin-Spin- oder T2-Relaxationszeit“ genannt. Der Zeitraum, nach dem die volle Längsmagnetisierung wieder erreicht ist, ist ebenfalls für verschiedene Gewebetypen unterschiedlich und wird als „Spin-Gitter- oder T1-Relaxationszeit“ bezeichnet.

Die ausgerichteten Wasserstoffkerne induzieren in einer geeigneten Messvorrichtung ein registrierbares Hochfrequenzsignal (MR). Die Stärke dieses Signals hängt bei unterschiedlichen Geweben außer von den Relaxationszeiten auch von der Konzentration der Kerne (Protonendichte) ab.

1.1.3 Räumliche Zuordnung

Die räumliche Zuordnung der registrierten Signale aus einer Probe erfolgt über eine Frequenz- und Phasenkodierung des MR-Signals. Durch diese räumliche Zuordnung kann schließlich ein grauwertkodiertes Matrizenbild erzeugt werden.

1.1.4 Sequenz

In der MR-Bildgebung kommen unterschiedliche Sequenzen zum Einsatz, die je nach Fragestellung die Relaxationszeiten bzw. die Protonendichte unterschiedlich stark betonen. Ist z.B. eine MR-Sequenz sensitiv für den Nachweis unterschiedlicher T1-Relaxationszeiten, so wird von einer T1w (T1-gewichteten) Sequenz oder einem T1-Kontrast im resultierenden Bild gesprochen.

1.2 Spin-Echo-Sequenz

1.2.1 T1-Kontrast

Die SE-Technik stellt in Form des T1-Kontrasts mit einer TR (Repetitionszeit), die kürzer als die T1-Relaxationszeit der zu untersuchenden Gewebe ist (TR unter ca. 700 ms), und einer kurzen TE (Echozeit; TE unter ca. 20 ms) die Grundlage der MR-Diagnostik des Stütz- und Bewegungsapparats dar. Fett und paramagnetische Substanzen kommen signalreich zur Darstellung. Muskeln, kortikaler Knochen, Verkalkungen und die meisten pathologischen Veränderungen sind hingegen signalarm. Diese Sequenz ist wenig anfällig gegenüber Artefakten und weist ein hohes SRV auf. Sie dient daher zur anatomischen Orientierung und zur Identifizierung von Blut. Eine T1w SE-Sequenz, zumindest in 1 Ebene, sollte in jedem Untersuchungsprotokoll enthalten sein.

1.2.2 Protonendichtegewichteter Bildkontrast

1.2.3 T2-Kontrast

Der wichtige T2-Bildkontrast lässt sich aber auch mit anderen, weniger zeitintensiven Techniken erzeugen. Von diesen Techniken hat die TSE-Sequenz (Turbo-Spin-Echo-Sequenz) die konventionelle Technik weitgehend verdrängt.

1.3 Turbo-/Fast-Spin-Echo-Sequenz

Die TSE-Sequenz, auch „FSE-Sequenz“ (Fast-Spin-Echo-Sequenz) genannt, ist eine Weiterentwicklung der RARE-Technik (Rapid-Acquisition-Relaxation-enhanced-Technik) ▶ [19] und der MEMS-Technik (Multi-Echo-Multi-Slice-Technik) ▶ [27]. Sie ähnelt einer SE-Sequenz mit mehreren Echos (Multi-Echo) innerhalb eines TR-Intervalls. Die Echos werden durch einen Zug von 180°-Pulsen generiert (sog. Echotrain; ▶ Abb. 1.1).

TSE-Sequenz.

Abb. 1.1 Vereinfachtes Schema. Während eines TR-Intervalls (TR) werden nach dem 90°-Puls mehrere Echos mit konstanter ED (Echodistanz) durch 180°-Pulse erzeugt. Die den Kontrast bestimmende TE liegt in der Mitte des Echozugs und wird „TEeff“ (effektive Echozeit) genannt. Bei Verwendung der Multi-Slice-Technik können mehrere Schichten zeitversetzt ausgelesen werden (hier beispielhaft 2 Schichten).

Der wesentliche Unterschied zur Multi-Echo-SE-Technik ist, dass jedes Echo zugleich unterschiedlich phasenkodiert ist. Dadurch wird die Messung mehrerer Profile für die räumliche Zuordnung nach einer einzigen Anregung ermöglicht. Dies wird so oft wiederholt, bis alle für die gewünschte Auflösung notwendigen Phasenwerte akquiriert sind. Im Vergleich zur konventionellen SE-Sequenz ist damit die Messzeit um einen Faktor reduziert, der der Anzahl der 180°-Pulse pro Anregung entspricht (EZ [Echozahl], TF [Turbofaktor]). Der Abstand zwischen den 180°-Pulsen wird „Echospacing“ oder „ED“ (Echodistanz) genannt.

Die EZ kann zwischen 3 und 128 beliebig variiert werden und liegt für Untersuchungen des Stütz- und Bewegungsapparats typischerweise zwischen 3 und 16. Der Bildkontrast in den erzeugten Bildern wird durch die Echos bestimmt, die bei den Phasenkodierschritten niedriger Ordnung erzeugt wurden; es wird von „TEeff“, der effektiven Echozeit, gesprochen.

Die Beziehung zwischen TEeff, ED und EZ lässt sich folgendermaßen ausdrücken:

Die große Zeitersparnis wird teilweise auch zur Steigerung der Auflösung und/oder des SRV bei zugleich akzeptabler Messzeit genutzt; dies ist mit konventioneller Technik nur mit erheblich längerer Messzeit (25 min und mehr) möglich.

TSE-Bilder weisen einige Besonderheiten auf, die besonders für die MRT (Magnetresonanztomografie) des Stütz- und Bewegungsapparats von Bedeutung sind:

Hohes Fettsignal: So weist Fett in TSE-Bildern eine deutlich höhere Signalintensität auf; dies kann die Identifizierung pathologischer Prozesse in unmittelbarer Nachbarschaft zu Fett erschweren (▶ Abb. 1.2). Die Extremitäten sind hiervon besonders betroffen. Dieser je nach Fragestellung teilweise unerwünschte Nebeneffekt lässt sich aber bei festgelegter effektiver EZ mit einer geringeren EZ und damit größeren ED, dann allerdings mit geringerem Zeitgewinn, oder durch frequenzselektive Fettunterdrückung reduzieren (▶ Abb. 1.3) ▶ [52].

Suszeptibilitätseffekte: Eine weitere Besonderheit der TSE-Sequenz ist die geringere Sensitivität gegenüber Suszeptibilitätseffekten.

Magnetization-Transfer-Effekte: Diese sind bei kurzen ED im Bildkontrast vermehrt im Bild zu sehen; dadurch erscheinen Muskulatur, Bindegewebe, fibröse Gewebe usw. zunehmend dunkel. Dieser Effekt kann zur Programmierung spezieller schneller Bandsequenzen genutzt werden.

Rand- und Konturunschärfen: Je nach Wahl der Parameter bei TSE-Sequenzen, speziell mit T2- und Protonendichtekontrast, fallen im Bild geringe Rand- und Konturunschärfen (sog. Blurring oder Brummen) auf. Diese Artefakte treten auf, wenn die für die räumliche Auflösung wichtigen Kodierschritte hoher Ordnung erst spät im Anregezyklus ausgelesen werden. Durch folgende Gegenmaßnahmen lassen sie sich reduzieren:

Erhöhung der Receiver-Bandbreite (z.B. ±32 kHz bei 1,5 T [Tesla], allerdings zu Lasten des SRV; ermöglicht kürzere ED, z.B. unter 10 ms

kürzere Echozuglänge (z.B. unter 120 ms)

weniger Echos

besondere k-Raum-Abtastung (z.B. asymmetrisch)

Fett-Wasser-Verschiebung nicht größer als 2,5 Pixel

Akquisitionsprofile: Je nachdem, ob eine T1w, eine T2w oder eine PDw TSE-Sequenz programmiert werden soll, muss die Akquisition im k-Raum verändert werden. Für kurze TE bei T1w Sequenzen steht ein Akquisitionsprofil mit früher Auslesung der niedrigen Schritte („low-high“) und für längere TE ein Profil mit linearem Auslesen zur Verfügung. Neuere Akquisitionsprofile ermöglichen auch asymmetrisches Auslesen, was eine Verkürzung der Messzeit erlaubt.

TSE-Sequenzen eines Kniegelenks.

Abb. 1.3

Die TSE-Sequenz erbrachte in einer Studie bei Erkrankungen des Stütz- und Bewegungsapparats verglichen mit der konventionellen SE-Sequenz ähnliche Resultate ▶ [55].

1.4 Gradienten-Echo-Technik

In der GRE-Technik (Gradienten-Echo-Technik) wird das bildgebende Signal nicht durch einen Umkehrpuls (180°-Puls) wie bei der SE-Technik induziert, sondern durch Gradientenumkehr. Darüber hinaus werden kleinere Anregungswinkel verwendet, wodurch der resultierende Bildkontrast verändert wird. Es müssen also folgende 3 Parameter beim Einsatz einer GRE-Sequenz berücksichtigt werden:

TR

TE

Flipwinkel

Mit GRE-Sequenzen sind deutlich kürzere Messzeiten als mit der SE-Technik möglich geworden.

Grundsätzlich werden 4 GRE-Techniken unterschieden (▶ Abb. 1.4) ▶ [10]:

Einfache Form: Die einfachste Form (s. ▶ Abb. 1.4a) einer GRE-Sequenz entspricht weitgehend einer SE-Sequenz bis auf den Unterschied, dass sie keinen 180°-Puls enthält. Diese Technik ist eine der ältesten GRE-Sequenzen und zeigt häufig Artefakte. Sie wird heute kaum mehr verwendet.

Steady-State-GRE: Bei der Steady-State-GRE-Technik (s. ▶ Abb. 1.4b) bildet sich ein Gleichgewicht (Äquilibrium) der Längs- und Quermagnetisierung des Gewebes aus. Zur Erhaltung der Quermagnetisierung existiert ein sog. Rewinder-Gradient. Dadurch entstehen Bildkontraste, die vom Verhältnis von T2-Relaxationszeit zu T1-Relaxationszeit bestimmt werden (mixed-weighted). Das gilt jedoch nur bei Verwendung intermediärer Flipwinkel (10–40°), kurzer TR (TR unter 250 ms) und kurzer TE. Werden dagegen sehr kleine Flipwinkel (kleiner als 5°) gewählt, lässt sich, unabhängig von der zugrunde liegenden GRE-Technik, eine PDw Sequenz erzielen. Große Flipwinkel (größer als 40°) führen zu einem T1-Kontrast, lange TE zu einem T2*-Kontrast (effektives T2), also einem Kontrast, der vom Zerfall des frühen MR-Signals (freier Induktionsabfall) abhängt.

Spoiled-GRE: Diese GRE-Technik basiert auf der Zerstörung der residualen Quermagnetisierung durch einen sog. Spoiler-Gradienten oder HF-Impuls (Hochfrequenzimpuls). Diese Technik wird daher auch „Spoiled-GRE“ genannt (s. ▶ Abb. 1.4c). Da die Quermagnetisierung bei dieser Technik keinen Gleichgewichtszustand (Äquilibrium) erreicht, ist sie vom Gewebeparameter T1-Relaxationszeit abhängig, und die Sequenz ist T1w. Das gilt mit den oben erwähnten Einschränkungen extremer Flipwinkel und langer TE. Werden bei Steady-State-GRE-Sequenzen TR von mehr als 250 ms verwendet, gleicht sich der Bildkontrast dem der Spoiled-GRE-Technik zunehmend an, weil sich dann kein Gleichgewicht der Quermagnetisierung mehr ausbilden kann.

Contrast-enhanced-GRE: Bei dieser GRE-Technik wird das Echo ausgelesen, das durch den 2. 90°-Anregepuls innerhalb einer Messsequenz induziert wurde. Es handelt sich dabei also prinzipiell um ein SE. Der Unterschied ist aber, dass kein separater 180°-HF-Puls appliziert wird, sondern stattdessen eine Gradientenumkehr. Bei dieser Technik ist die nominelle TE länger als die TR. Die Sequenz führt zu einem starken T2-Kontrast und wird daher „Contrast-enhanced-GRE“ genannt (s. ▶ Abb. 1.4d). Da bei der Contrast-enhanced-GRE-Technik ein spätes SE ausgelesen wird, ist das SRV sehr niedrig. Für Routineanwendungen hat sich diese Technik daher nicht bewährt.

Schaltschemata der 4 grundlegenden GRE-Sequenzen.

Abb. 1.4

1. Linie: anregender HF-Puls

2. Linie: zu empfangendes Signal

3. Linie: Frequenzkodiergradient

4. Linie: Phasenkodiergradient

5. Linie: Schichtgradient

Abb. 1.4a Einfache GRE-Sequenz.

Abb. 1.4b Steady-State-GRE-Sequenz.

Abb. 1.4c Spoiled-GRE-Sequenz.

Abb. 1.4d Contrast-enhanced-GRE-Sequenz.

Eine Zusammenfassung der Bildkontraste mit GRE-Techniken gibt ▶ Tab. 1.1. Die Namensgebung der GRE-Techniken ist von Firma zu Firma unterschiedlich. Die wichtigsten Akronyme von 4 Geräteherstellern sind in ▶ Tab. 1.2 angeführt.

Tab. 1.2

 Akronyme für die 4 grundlegenden GRE-Techniken von verschiedenen Herstellern.

Hersteller

Einfache GRE-Formen

Spoiled-GRE

Steady-State-GRE

Contrast-enhanced-GRE

Siemens

–

FLASH

FISP

PSIF

Picker

FE

PSR

FAST

CE-FAST

Philips

–

CE-FFE T1

FFE

CE-FFE T2

GE

MPGR

SPGR

GRASS

SSFP

Toshiba

PFI

–

FE

–

Elscint

–

SHORT

F-SHORT

E-SHORT

Für alle GRE-Sequenzen gilt im Gegensatz zu SE-Sequenzen, dass Phasenverschiebungen, die nicht durch die Gradienten induziert sind, nicht rephasiert werden und so den Bildkontrast mitbestimmen. Dazu zählt mit länger werdenden TE die zunehmende Ausprägung von Grenzflächenartefakten (Suszeptibilitätsartefakten), aber auch die Sensitivität für unterschiedliche Dephasierungen von Fett und Wasserprotonen.

Die unterschiedliche Phasenlage von Fett und Wasserprotonen basiert auf der verschiedenen Resonanzfrequenz dieser Komponenten (▶ Abb. 1.5). Die Phasenlage der jeweiligen Komponente hängt von der TE ab; folgende Phasenlagen werden unterschieden:

gleichsinnige (In-Phase-)Phasenlagen

differente (Out-of-Phase-)Phasenlagen

gegensinnige (Opposed-Phase-)Phasenlagen (▶ Abb. 1.6)

Signalvektoren von Fett und Wasser in der x-y-Ebene bei GRE-Sequenzen.

Abb. 1.6 Unterschiedliche Phasenlagen der Fett- und Wasservektoren bei verschiedenen TE. Für Pixel mit Anteilen von Fett und Wasser gilt: bei gleichsinniger Phasenlage Addition der Signalintensitäten, bei gegensinniger Phasenlage Subtraktion der Signalintensitäten.

Im 1. Fall addieren sich die Signalintensitäten beider Komponenten, und im 2. Fall subtrahieren sich die Stärken der Signale der Komponenten. Pixel, in denen Fett und Wasserprotonen in einem bestimmten Mischungsverhältnis vorkommen, zeigen daher in Abhängigkeit von der TE oszillierende Signalintensitäten und können sich bei einem Mischungsverhältnis von 50:50 sogar auslöschen(Etching-Artefakt, Chemical Shift of the second Kind).

Die Oszillationsperiode für Fett und andere Mischgewebe weicht mit längeren TE zunehmend von diesen theoretischen Werten für ein Wasser-Methylen-2-Komponenten-System ab, da diese Gewebe noch weitere kleinere Resonanzpeaks aufweisen (z.B. Protonen in der Umgebung von Doppelbindungen, Methyl-und Karbonylgruppen), die Ungenauigkeiten verursachen (▶ Abb. 1.7). Um optimale Opposed-Phase-TE für unterschiedliche MR-Systeme zu ermitteln, sind daher individuelle Tests erforderlich. Opposed-Phase-GRE-Bilder zeigen eine hohe Sensitivität im Nachweis von hämatopoetischem Knochenmark ▶ [22] und von pathologischen Läsionen (▶ Abb. 1.8).

Signalintensitäten von Fett, Muskulatur und der Fett-Muskel-Grenzfläche in Abhängigkeit von der TE bei 1,5 T mit GRE-Technik.

Abb. 1.7 Die Muskulatur zeigt fast keine, Fett eine geringe und die Fett-Muskel-Grenzfläche eine sehr starke Signaloszillation mit einer etwas anderen Oszillationsfrequenz. Dieser Unterschied lässt sich durch die Spektren (s. ▶ Abb. 1.6) erklären, da das Spektrum von subkutanem Fett mehrere Peaks unterschiedlicher Gruppen aufweist (Mehrkomponentensystem) und nicht nur 2 Hauptpeaks (2-Komponenten-System), wie beispielsweise Grenzflächenpixel. Bei einem Signalmaximum wird die TE „In-Phase-TE“ und bei einem Signalminimum „Opposed-Phase-TE“ genannt.

Schultergelenk.

Aufgrund ihres hohen Signals haben sich Steady-State-GRE-Sequenzen zur Gewinnung von 3D- (3-dimensionalen) Datensätzen mit anschließender multiplanarer Reformatierung speziell in der Gelenkdiagnostik bewährt. Spoiled-GRE mit kurzer TR (40–50 ms), kurzer TE (5–10 ms) und intermediärem Flipwinkel (30–60°) in Kombination mit Fettunterdrückung sind günstig zur Knorpeldarstellung. Spoiled- oder Steady-State-GRE-Sequenzen mit langen TR (450–600 ms), 2 TE (kurzes In-Phase-Echo, langes Out-of-Phase-Echo) und mittlerem Flipwinkel (25–30°) haben sich generell für die Gelenk- und Weichteil- sowie die Knochendiagnostik bewährt(Doppelecho-GRE)▶ [51].

Das 1. kurze Echo liefert ein hohes Signal für die anatomische Information, das 2. Echo einen starken T2*-Kontrast mit sensitivem Nachweis pathologischer Veränderungen. Bei der Bildinterpretation müssen die Besonderheiten der GRE-Technik, wie verstärkte Suszeptibilitätsempfindlichkeit, besonders des 2. Echos, und Dephasierungseffekte berücksichtigt werden; dadurch erscheinen beispielsweise Verkalkungen oder Bandscheibenvorfälle vergrößert.

1.5 Sehr schnelle Magnetresonanztechniken

In den letzten Jahren sind zahlreiche neue Sequenzen entwickelt worden, die nur sehr kurze Akquisitionszeiten aufweisen (▶ Tab. 1.3). Teilweise sind diese Techniken noch experimentell und somit noch nicht überall verfügbar. Die Bedeutung sog. ultraschneller MR-Sequenzen für den Stütz- und Bewegungsapparat liegt in der ▶ kinematischen Bewegungsanalyse von Gelenken und ggf. in dynamischen KM-Untersuchungen (Kontrastmitteluntersuchungen) mit hoher zeitlicher Auflösung.

Tab. 1.3

 Schnelle MR-Techniken.

Technik

Akronym

Messzeit pro Schicht

schnelle GRE

TFE

Snapshot-GRE

Turbo-FLASH

1–4 s

GRE und SE

GRASE

300–100 ms

Echo-Planar-Technik

EPI

50–100 ms

1.6 Fettunterdrückung

Es gibt folgende Methoden in der MRT, das Signal von Fettgewebe zu unterdrücken:

1.6.1 Chemisch-selektive Sättigung

Die Fettprotonen können selektiv durch einen Puls unmittelbar vor der eigentlichen Messsequenz gesättigt werden, sodass sie zur Signalgebung nicht mehr beitragen können. Diese Methode wird „CHESS“ (chemisch-selektive Sättigung, auch SPIR [Spectral Presaturation with Inversion Recovery]) genannt. Anstelle des Sättigungspulses kann auch ein 180°-Inversionspuls im Zeitabstand des Nulldurchgangs der Längsmagnetisierung von Fettprotonen vorgeschaltet werden (SPAIR [Spectrally adiabatic Inversion Recovery]). Der chemisch-selektive Puls kann mit jeder Sequenz kombiniert werden. Diese Methode wird bei einigen speziellen Fragestellungen eingesetzt, wie bei der Differenzierung fetthaltiger Tumoren oder Tumoranteile gegenüber Blut. Außerdem lässt sich mit dieser Technik ein sehr guter Knorpelkontrast erzeugen (▶ Abb. 1.9). Durch die Kombination von CHESS mit der direkten MR-Arthrografie konnte die Sensitivität im Nachweis von Rotatorenmanschettenrupturen am Schultergelenk gesteigert werden. Für die Darstellung pathologischer Veränderungen gelenknaher Weichteile hat sich ein routinemäßiger Einsatz von selektiver Fettunterdrückung aber nicht als sinnvoll erwiesen ▶ [51].

1.6.2 Chopper-Dixon-Methode

Diese Methode zur Fettsaturation macht sich die chemische Verschiebung von Fett und Wasserprotonen zunutze, wodurch bei unterschiedlichen TE Fett- und Wasserbilder erzeugt werden können. Diese Technik ist recht zeitaufwendig und hat sich in der Routine nicht durchgesetzt. Bei speziellen Fragestellungen zu Knochenmarkerkrankungen lässt sich damit jedoch eine Quantifizierung des Fett- und Wassergehalts vornehmen.

1.6.3 Modifizierte Dixon-Technik (mDIXON)

Bei diesem Verfahren ist zur Erzeugung von reinen Wasser- und Fettbildern die Akquisition einer GRE-Sequenz mit mindestens 2 Echos erforderlich, die aber nicht, wie bei der konventionellen Methode, eine In-Phase- und eine Opposed-Phase-TE aufweisen müssen, sondern frei wählbar sind. Damit lässt sich eine kürzere Aufnahmezeit erreichen. Die Wasserbilder der mDixon-Sequenz können als fettfreie Aufnahmen verwendet werden und sind Techniken mit Vorpulsen insbesondere bei hohen Feldstärken oft hinsichtlich der Gleichmäßigkeit der Fettsuppression überlegen. Die mDixon-Technik lässt sich nicht nur mit GRE-Sequenzen kombinieren, sondern auch mit TSE-Sequenzen. Ein Vorteil ist, dass diese Sequenzen zur fettfreien Darstellung robust sind. Auch mDixon-TSE ermöglicht zugleich fettfreie und In-Phase-Bilder ohne Applikation einer zusätzlichen Sequenz. Somit ist sichergestellt, dass alle Schichten in ihrer Orientierung und Auflösung und bei KM-Gabe auch in Bezug auf ihr Kontrastfenster identisch sind. Mit dieser Methode können analog den konventionellen TSE-Sequenzen PDw (▶ Abb. 1.10), T1w und T2w Aufnahmen erzeugt werden.

mDixon-Technik.

Abb. 1.10a In-Phase-Bild.

Abb. 1.10b Wasserbild.

1.6.4 Short-Tau-Inversion-Recovery

Die STIR (Short-Tau-Inversion-Recovery) basiert auf der Inversion-Recovery-Sequenz mit einer kurzen TI (Inversionszeit). Bei der Inversion-Recovery-Sequenz geht der signalerzeugenden Pulsfolge aus einem 90°- und einem 180°-Puls ein invertierender 180°-Puls voraus. Das Zeitintervall zwischen invertierendem 180°-Puls und signalerzeugender Pulsfolge wird „τ“ (Tau) oder „TI“ genannt. Durch Veränderung von τ kann der Bildkontrast beeinflusst werden. Wird ein kurzes τ gewählt (= STIR), so wird ein Bildkontrast erzeugt, der durch eine hohe Empfindlichkeit gegenüber langen T1- und T2-Relaxationszeiten geprägt ist (additiver T1-/T2-Bildkontrast) und bei dem die Fettprotonen nicht zum Signal beitragen, da ihre Längsmagnetisierung zerfallen ist (sog. Nulldurchgang; ▶ Abb. 1.11). Im Gegensatz zu der SPIR-Technik wirkt der Inversionspuls hier nicht frequenzselektiv auf die Fettkomponente, sodass der Bildkontrast durch die Wahl der TI bestimmt wird.

STIR-Sequenz.

Abb. 1.11 Schematische Darstellung der Längsmagnetisierung (Mz) nach dem 180°-Inversionspuls sowie der Quermagnetisierung (Mxy) nach dem 90°-Puls von Fett (F), einem Gewebe mit kurzer T1- und kurzer T2-Relaxationszeit (A) und einem Gewebe mit langer T1- und langer T2-Relaxationszeit (B). Zum Zeitpunkt des 90°-Pulses weist Fett keine Längsmagnetisierung auf; es liefert daher kein Signal im weiteren Verlauf der Sequenz. Gewebe A weist zum Zeitpunkt des 90°-Pulses eine niedrigere Längsmagnetisierung als B auf und zeigt einen schnelleren Rückgang der Quermagnetisierung, woraus für Gewebe B eine höhere Signalintensität als für A resultiert. Dieser Kontrast wird „additiver T1-/T2-Kontrast“ genannt. Die hohe Sensitivität im Nachweis von Ödemen und anderen pathologischen Veränderungen wird dadurch erklärt.

Eine MR-Sequenz, die sensitiv für lange T1- und T2-Zeiten ist und Fettgewebe signalfrei bzw. signalarm abbildet, stellt pathologische Veränderungen, wie z.B. Ödem oder Tumor, mit einem höheren Kontrast dar als andere Sequenzen ▶ [53]. In zahlreichen Studien ist der Wert dieser Sequenz besonders für Erkrankungen des Stütz- und Bewegungsapparats nachgewiesen worden. Ein Knochenmarködem oder Weichteilentzündungen lassen sich mit der höchsten Sensitivität abbilden. Bei unklaren Fragestellungen sollte daher bei jeder Untersuchung eine STIR-Sequenz mindestens in 1 Ebene angefertigt werden.

Durch Modifikationen von STIR, wie die Reduktion der TR und der TI (Fast-STIR; ▶ Abb. 1.12) ▶ [53] oder der Kombination mit der Turbotechnik (TSE-STIR), lässt sich die Akquisitionszeit der Sequenz reduzieren.

1.6.5 Wasseranregung

Werden selektiv nur die Wasserprotonen angeregt (Wasseranregung), trägt das Fettgewebe nicht zum Signal bei und erscheint signalarm bzw. -frei. Die selektive Wasseranregung ist mit unterschiedlichen Sequenztypen zu kombinieren. Ein gewisser Vorteil gegenüber der selektiven Fettunterdrückung kann sich durch eine Zeitersparnis von wenigen Millisekunden ergeben, denn ein selektiver Fettsättigungspuls vor der eigentlichen Sequenz kostet Zeit. In einer vergleichenden Studie schnitten die Sequenzen mit selektiver Wasseranregung aber schlechter als fettsaturierte Aufnahmen ab ▶ [43].

1.7 Kontrastmittel und Kontrastdynamik

Die i.v. (intravenöse) Applikation von gadoliniumhaltigem KM in der Diagnostik des Stütz- und Bewegungsapparats ist nicht routinemäßig erforderlich. Einige Anwendungen haben sich jedoch weitgehend etabliert:

Untersuchung entzündlicher Erkrankungen

Differenzierung liquider bzw. solider und ödematöser bzw. infiltrativer Bestandteile primärer und sekundärer Knochen- und Weichteiltumoren▶ [36]▶ [40]

Dynamische KM-Untersuchungen mit schnellen GRE-Sequenzen können bei der Differenzierung zwischen malignen und benignen Tumoren hilfreich sein ▶ [11]. Die Spezifität ist insgesamt jedoch nicht besonders hoch ▶ [29]. In der Routinediagnostik von Knochen- und Weichteiltumoren hat sich diese Technik nicht durchgesetzt.

1.8 Magnetresonanzarthrografie

1.8.1 Direkte Magnetresonanzarthrografie

Die direkte Injektion von verdünnter Gadoliniumlösung in das Gelenk hat bei einigen Indikationen, wie Rotatorenmanschettenläsionen, Verletzungen des Labrum glenoidale oder Knorpelläsionen am Knie, die Sensitivität der MRT steigern können ▶ [20]▶ [34]. Da es sich um ein invasives Verfahren handelt, ist die Indikation jedoch insgesamt zurückhaltend zu stellen. Einige Fragestellungen können zukünftig wahrscheinlich auch durch die indirekte MR-Arthrografie geklärt werden.

1.8.2 Indirekte Magnetresonanzarthrografie

Erst seit kurzer Zeit ist bekannt, dass gadoliniumhaltiges MR-KM nach i.v. Verabreichung in einer Konzentration in die Gelenkhöhle gelangt, die auf T1w Aufnahmen eine deutliche Signalintensitätszunahme bewirkt. Dadurch wird ein arthrografischer Effekt erzeugt, ohne dass das Gelenk punktiert wird. Diese Methode wird auch „indirekte MR-Arthrografie“ genannt. Der Übertritt in das Gelenk nimmt zeitlich langsam zu und erreicht nach 1 h in Ruhe ein Maximum. Er kann durch Gelenkbelastung erheblich gesteigert werden (▶ Abb. 1.13) ▶ [56]. Die Kontrastierung wird mit fettunterdrückten Sequenzen besonders deutlich (▶ Abb. 1.14). Es wird eine KM-Konzentration von 0,1 mmol/kg KG (Körpergewicht) injiziert.

Indirekte MR-Arthrografie des OSG (oberes Sprunggelenk) in Ruhe und in Belastung.

Abb. 1.13 Signalintensität im Gelenkkavum des OSG nach i.v. Injektion von gadoliniumhaltigem MR-KM. Langsamer Signalanstieg in Ruhe; rascher, intensiver Signalanstieg nach Gelenkbelastung (½ h Gehen).

Indirekte MR-Arthrografie des OSG.

Abb. 1.14 Signalreiche Darstellung des Gelenkspalts. Mittlere Signalintensität des Knorpels. Diskrete Knorpelunregelmäßigkeiten im Fibulotalargelenk.

Bisherige Erfahrungen mit der Methode liegen an folgenden Gelenken vor:

Kniegelenk▶ [9]

Sprunggelenk

Schultergelenk▶ [56]

Die Methode zeigt Vorteile gegenüber der konventionellen MRT in der Beurteilung des Gelenkknorpels sowie von Menisken, Disken, Labra sowie der Rotatorenmanschette usw. ▶ [56]. Auch am Handgelenk kann mit dieser Methode eine vorteilhafte Kontrastierung erzielt werden ▶ [39].

Auf indirekten MR-Arthrogrammen dürfen extraartikuläre KM-aufnehmende Strukturen, wie Bursae und Sehnenscheiden, nicht mit einem KM-Austritt aus der Kapsel verwechselt werden. Durch ein entsprechendes Training lässt sich dies aber vermeiden, und eine Kontrastierung der Bursae kann sogar vorteilhaft sein (z.B. zur Beurteilung der oberen Rotatorenmanschette der Schulter). Die Kontrastanhebung der vaskulären Strukturen ist besonders auf Spätaufnahmen deutlich geringer als die intraartikuläre Signalintensität.

Aufgrund der fehlenden Invasivität sowie der hohen Sensitivität hat sich die Methode besonders bei der Schulterinstabilität sowie zur präoperativen Diagnostik bei Rotatorenmanschettenläsionen etabliert.

1.9 Knorpelbildgebung und Parameterkarten (quantitative Magnetresonanztomografie)

Knorpelschäden können in 4 Schweregrade eingeteilt werden:

Stadium 1: ohne sichtbare morphologische Veränderungen durch fokale oder flächige biochemische Schädigung der Proteoglykane und Kollagenfibrillen (mittels Tasthakenuntersuchung kann sich eine Erweichung mit vermehrter Eindrückbarkeit zeigen)

Stadium 2: Knorpelschädigung von weniger als der Hälfte der normalen Knorpeldicke

Stadium 3: Knorpelschädigung von mehr als der Hälfte der normalen Knorpeldicke

Stadium 4: Knorpelschädigung der gesamten Knorpeldicke (bis zum Knochen)

Die Stadien 2–4 sind heutzutage aufgrund der gesteigerten räumlichen Auflösung der MRT meist gut zu erkennen. Dies hängt jedoch immer von der Dicke des Knorpels ab; z.B. bei Fingergelenken liegt zudem eine höhere Fehlerwahrscheinlichkeit als beim ▶ Kniegelenk vor. Früher kamen zur kontrastreichen Knorpeldarstellung auch spezielle GRE-Sequenzen zur Anwendung.

Die Knorpelveränderungen im Stadium 1 sind mit MR-Techniken schwer zu erfassen. Die zugrunde liegenden biochemischen Veränderungen des Knorpels führen auch zu Veränderungen der Relaxationszeiten sowie der Intensität einer KM-Diffusion in den Knorpel. Darauf basieren derzeitige Methoden, mittels MRT frühe Knorpelschäden zu erkennen:

T2-Relaxationszeit: Da beim frühen Knorpelschaden die T2-Relaxationszeit verlängert ist, sind mitunter auf PDw fatsat oder T2w Aufnahmen fokale oder flächige Signalanhebungen zu sehen. Vorsicht ist allerdings geboten, da es auch artifizielle Inhomogenitäten gibt, z.B. durch den ▶ „Magic Angle“. Zur Quantifizierung dieser Effekte lassen sich mittels Relaxometrie und Generierung von sog. Parameterbildern (sog. T2 Map) die Schäden sichtbar machen.

T1rho-Relaxationszeit (Relaxation in the rotating Frame): Unter Verwendung einer Sequenz mit einem zusätzlichen HF-Puls zum „Einfrieren“ der Magnetisierung in der transversalen Schicht (sog. Spin-locking-Puls) werden die T1-Relaxationszeiten bestimmt. Diese T1rho-Zeiten von frühen Knorpelschäden sind verlängert und können daher mittels T1rho-Parameterbildern sichtbar gemacht werden.

KM-Diffusion (dGEMRIC [Delayed Gadolinium enhanced magnetic Resonance Imaging of Cartilage]): Intraartikuläres MR-KM diffundiert über die Oberfläche in den Knorpel. Dieser Prozess geht langsam-progredient vonstatten und führt z.B. bei der MR-Arthrografie zu einer scheinbaren Verdünnung des Knorpels, da sich die Signalintensitäten der KM-aufnehmenden oberflächlichen Schicht und der kontrastierten Gelenkflüssigkeit angleichen. Dieser Effekt wird auch zur Untersuchung geschädigten Knorpels genutzt, da Regionen mit gestörter Biochemie eine erhöhte KM-Aufnahme aufweisen. Dazu wird KM i.v. injiziert; dann soll sich der Patient 10 min bewegen (KM tritt in das Gelenkkavum über). Anschließend kann das KM weitere ca. 80 min lang in den Knorpel übertreten. Zum Schluss wird ein T1w Parameterbild generiert.

Weitere Techniken: Zur Knorpelbeurteilung wurden (z.B. Magnetization Transfer) und werden weitere Techniken eingesetzt (Ultrashort TE, gagCEST, DWI [diffusionsgewichtete MR-Bildgebung]) ▶ [26]. Die Forschungsaktivitäten sind groß, in der Hoffnung auf einen Schritt nach vorn in der Diagnostik und Therapie des „Volksleidens“ Arthrose. Für klinische Belange in der täglichen Routine schmerzhafter Gelenke spielen diese quantifizierenden Methoden allerdings noch keine Rolle.

Internetlink

Weitere Informationen sind in der Zeitschrift „Osteoarthritis and Cartilage“ im Internet nachzulesen.

1.10 Magnetization-Transfer-Contrast

Das Wasserstoffspektrum biologischer Gewebe weist neben dem Resonanzpeak der Protonen von freiem Wasser eine breitbasige flache Resonanz der an Makromoleküle gebundenen Protonen auf. Für die normale MR-Bildgebung wird der Peak der freien Protonen genutzt. Wird dagegen die breite Basis der gebundenen Protonen gesättigt, ohne die freien Protonen direkt zu beeinflussen, so ergibt sich trotzdem eine Veränderung des Resonanzpeaks der freien Protonen (▶ Abb. 1.15):

Verkürzung der Längsmagnetisierung (Magnetization Transfer) des Wasserpeaks

in geringerem Maße Reduktion der T1-Relaxationszeit(Cross Relaxation) des Wasserpeaks

Sättigung des breiten Resonanzsignals.

Abb. 1.15 Sättigung des breiten Resonanzsignals der an Makromoleküle gebundenen Protonen mit resultierender Signalreduktion des Resonanzsignals der freien Protonen durch MTC (Magnetization-Transfer-Contrast).

Aufgrund der Verringerung der Längsmagnetisierung wurde diese Technik „MTC“ (Magnetization-Transfer-Contrast) genannt. Die zu beobachtenden Veränderungen des Wasserpeaks lassen sich durch einen chemischen Austausch zwischen freien und gebundenen Protonen an den Grenzflächen dieser Kompartimente erklären (▶ Abb. 1.16).

Chemischer Austausch und Dipol-Dipol-Interaktionen.

Abb. 1.16 Chemischer Austausch (1) und Dipol-Dipol-Interaktionen (2) zwischen an Makromoleküle gebundenen (links) und freien Protonen (rechts).

Es gibt 2 Methoden, um den MTC-Effekt zu erzielen:

frequenzsättigende MTC-Methode

frequenzferne MTC-Methode

Die Bildkontraste, die auf diese Art und Weise erzeugt werden, unterscheiden sich von den bekannten, auf der Relaxationszeit und den Protonendichteunterschieden basierenden Bildkontrasten. Gewebe, die einen starken MTC-Effekt zeigen:

Muskeln

Knorpel

Sehnen

Hirnsubstanz

Frühe Knorpeldegenerationen lassen sich mit der Methode sichtbar machen ▶ [54].

Durch Subtraktion des MTC-Bildes vom Bild ohne MTC entsteht ein Bild, bei dem die Signalintensitäten proportional der Ausprägung des MTC-Effekts sind(MTC-Subtraktion). Mit dieser Technik lassen sich oberflächliche Knorpelläsionen gut abbilden (▶ Abb. 1.17). Durch den MTC lässt sich die artifizielle Signalerhöhung von Sehnen mit Verlauf schräg (ca. 55°) zum B0-Feld (sog. Magic-Angle-Phänomen) unterdrücken (▶ Abb. 1.18). Auch das vordere Kreuzband lässt sich mit MTC kontrastreicher abbilden. Knorpelbildende Tumoren weisen eine MTC-Sensitivität auf, die sich nicht wesentlich von der anderer Tumoren unterscheidet (▶ Abb. 1.19). Reifer hyaliner Gelenkknorpel dagegen zeigt einen deutlich höheren MTC-Effekt. Eine weitere Anwendung des MTC stellt die Unterdrückung des Hintergrundsignals zur Verbesserung der MRA (MR-Angiografie) dar.

Kniegelenk.

Abb. 1.17 MTC-Subtraktionsbild des Kniegelenks. Gute Darstellung oberflächlicher Knorpelläsionen. Gewebe ohne MTC-Effekt werden schwarz abgebildet.

Schultergelenk.

Abb. 1.18 Schräg-koronare Schnittführung. Deutliche Signalreduktion der artifiziellen Signalerhöhung der Rotatorenmanschette (Magic-Angle-Phänomen) durch MTC (Pfeile).

Abb. 1.18b MTC-Sequenz mit ansonsten gleichen Parametern und gleicher Fenstereinstellung.

Chondrom des Femurs.

Abb. 1.19

Abb. 1.19b MTC-Sequenz mit gleichen Parametern und gleicher Fenstereinstellung. Deutliche Signalreduktion der Muskulatur mit Kontrastumkehr relativ zum Fettgewebe; mäßige Signalreduktion des Tumors.

1.11 Diffusionsbildgebung (DWI und DWIBS)

Die DWI ist ein nicht invasives Verfahren, das bereits in den 1990er-Jahren fester Bestandteil der neuroradiologischen Routinebildgebung war. Mittlerweile hat sie auch in der MR-Diagnostik der Prostata, der Leber usw. einen Stellenwert erlangt. Für den Bewegungsapparat konnte gezeigt werden, dass mittels DWI eine Dignitätsbeurteilung von Knochenmarkprozessen, speziell bei ▶ pathologischen Wirbelkörperfrakturen, teilweise möglich ist; Malignität geht eher mit einem niedrigeren Diffusionskoeffizienten einher. Um eine gute Bildqualität zu erzielen, ist die Wahl des b-Wertes wichtig. In einer Arbeit wurde gezeigt, dass bei 1,5 T b-Werte um 300 s/mm2 ein akzeptables Signal mit noch gutem Diffusionseffekt liefern ▶ [45].

1.12 Magnetresonanzangiografie

In eine Schicht einfließendes, nicht gesättigtes Blut (wie auch anderes Gewebe) bringt ein höheres Signal als stationäres Gewebe. Dieser Effekt wird beim Inflow-Verfahren (vielfach auch „TOF-Methode“ [Time-of-Flight-Methode] genannt) zur angiografischen Darstellung genutzt. Turbulenter Fluss wie auch Suszeptibilität und Spin-Sättigung können das Signal innerhalb der Gefäße ebenso beeinflussen. An manchen Stellen (z.B. Aufzweigungen) kann eine Flussseparation auftreten, die einen länger lokal verweilenden, zirkulären Blutfluss bewirkt. Dieses Phänomen führt zu einer unerwünschten partiellen Sättigung der Spins in dieser Region, was wiederum eine Signalreduktion zur Folge hat ▶ [15].

Die Darstellung von Gefäßmalformationen und tumorversorgenden Gefäßen ist eine relativ seltene Indikation. Gefäße der Extremitäten lassen sich in der MRA gut darstellen, sind aber einigen Einschränkungen unterworfen. Der Blutfluss ist pulsatil und umfasst einen extremen Geschwindigkeitsbereich bis hin zur Flussumkehr; dies kann in kleinen, umschriebenen Regionen zu Signaleinbrüchen führen. Ebenso ist der Gesamtquerschnitt aller Einzelgefäße so groß, dass insbesondere Gefäße kleineren Kalibers geringeren Fluss aufweisen und im Bild durch Sättigungseffekte verloren gehen können. Für die Umgehung dieses Problems sind höhere Auflösungen notwendig; dies führt aber wiederum zu einer Signalreduktion und einer erheblichen Messzeitverlängerung. Oberflächenspulen können zwar eine Reduzierung dieses Signalproblems bringen, es aber nicht verhindern. Aufgrund der Pulsatilität treten häufig auch Dislokalisationen der Gefäße und lokale Turbulenzen auf, die wiederum Signalverluste bewirken. Damit wird deutlich, wieso solche Artefakte als Stenosen oder Thromben oder anderes fehlinterpretiert werden können.

1.12.1 Gated-Inflow-Verfahren

Eine elegante Möglichkeit, die durch die Pulsatilität bedingte Bildqualitätsminderung zu umgehen, stellt das sog. Gated-Inflow-Verfahren dar ▶ [8]▶ [17]. Hier wird die Datenakquisition mit dem Herzzyklus synchronisiert. Dazu wird unter Zuhilfenahme der EKG (Elektrokardiografie) ein geeignetes Gate innerhalb eines RR-Intervalls (Abstand zwischen 2 R-Zacken) gewählt, das einem Bereich geringerer Pulsatilität entspricht und somit auch weniger artefaktsensitiv ist. Die Daten werden dabei in einer speziellen Reihenfolge akquiriert (aber nur während des gewählten Gates), bis die komplette Datenmatrix (alle Phasenkodierungen) erfasst ist. Abhängig vom Gefäßbereich ergibt sich eine unterschiedliche optimale Verzögerung des Gates relativ zur R-Zacke. Die Länge des Gates spielt hinsichtlich der Bildqualität ebenfalls eine wichtige Rolle (▶ Abb. 1.20). Für eine artefaktarme Darstellung darf für die Karotiden das Gate beispielsweise 70–80% des RR-Intervalls betragen, während für die Arterien des Unterschenkelbereichs 25–50% des RR-Intervalls gewählt werden sollten.

Arterielle MRA mit EKG-gated Inflow.

Das Gated-Inflow-Verfahren ist also eine Kombination aus Cardiac Gating und der Inflow-Technik, das die Datenakquisition gezielt auf 1 Intervall des Herzzyklus begrenzt ▶ [41]. Dadurch werden Artefakte aufgrund von retrogradem oder pulsatilem Fluss unterdrückt und darüber hinaus auch die Randbezirke der Gefäße schärfer abgebildet.

1.12.2 Phasenkontrastangiografie

Bei dieser Technik zur Erzeugung von MRA ohne KM wird die Phasenverschiebung zwischen bewegtem Blut und stationärem Gewebe ausgenutzt (Phasenkontrastangiografie). Aufgrund der relativ langen Messzeit und der eingeschränkten Separation der venösen und arteriellen Gefäße hat diese Technik keinen Stellenwert für die Darstellung der Extremitätengefäße.

1.12.3 Kontrastangiografie

Zur Darstellung der Gefäße der Extremitäten hat sich die KM-gesteuerte Angiografie als Routinemethode durchgesetzt und die arterielle Angiografie (DSA [digitale Subtraktionsangiografie]) aus rein diagnostischer Indikation um 90% zurückgedrängt. Dabei wird nach peripherer Injektion einer regulären (0,1 mmol/kg KG) oder doppelten Dosis (0,2 mmol/kg KG) eines T1-verkürzenden, gadoliniumhaltigen KM eine T1w 3D-GRE-Sequenz, meist in koronarer Schnittführung, gestartet. Die resultierenden Daten werden mittels MIP (Maximumintensitätsprojektion) dargestellt. Die dadurch zu erzielende Bildqualität ist überzeugend und reicht teilweise an die Qualität intraarterieller DSA-Technologie heran. Die venöse DSA ist dadurch komplett zu ersetzen. Durch die Entwicklung eines automatischen Tischvorschubs während der Untersuchung und durch den Einsatz von Sequenzen, die eine zeitliche Anpassung der kontrastbestimmenden Profile an den KM-Bolus erlauben, ist somit die Abbildung der gesamten Becken-Bein-Strombahn mit nur 1 KM-Injektion möglich geworden (▶ Abb. 1.21 u. ▶ Abb. 1.22).

Periphere arterielle Verschlusskrankheit.

Abb. 1.21 Kontrastverstärkte MRA. Darstellung mit MIP, a.–p. (anteroposteriore) Projektion. Abbildung dreier Etagen in einem Untersuchungsgang mit Tischverschiebung.

Abb. 1.21a Becken.

Abb. 1.21b Oberschenkel und Knie.

Abb. 1.21c Unterschenkel und Füße.

Arteriovenöser Shunt bei Dialysepatient.

Abb. 1.22 MRA, MIP-Darstellung in der a.–p. Projektion.

1.13 Relaxometrie

Die Bestimmung der Relaxationszeiten (Relaxometrie) kann die Spezifität der MRT meist nicht steigern. Für die Routinediagnostik des Stütz- und Bewegungsapparats hat diese Technik daher keine Bedeutung.

Bei Therapiekontrollen diffuser infiltrierender Erkrankungen kann es hilfreich sein, die T1-Zeit zu bestimmen, um frühe Veränderungen zu erfassen. Denn die messbaren Veränderungen der Relaxationszeiten führen oft noch nicht zu sichtbaren Signalveränderungen. Die Relaxationszeiten können auch in ein Bild umgesetzt werden, bei dem die Helligkeit zur Relaxationszeit proportional ist. Bei einer solchen Darstellung wird von „Relaxationszeitkarten“ oder „T1- bzw. T2-Maps“ gesprochen.

1.14 Dreidimensionale Rekonstruktion

Die 3D-Darstellung von 2D- (2-dimensionalen) Schnittbildern des Stütz- und Bewegungsapparats kann bei bestimmten Erkrankungen von Vorteil sein ▶ [49]. Dazu gehören komplexe Frakturen und Frakturen in Regionen mit komplexer Anatomie, wie Schädelbasis oder Gesichtsschädel. Die Planung rekonstruktiver Eingriffe kann dadurch erleichtert werden. Andere Anwendungen umfassen die volumetrische Erfassung von Tumoren im Verlauf von Radio- und Chemotherapie.

Es lassen sich 2 Techniken der 3D-Darstellung unterscheiden:

Oberflächendarstellung: Eine virtuelle Lichtquelle beleuchtet die Oberfläche des Objekts.

Volumendarstellung: Virtuelles Licht durchleuchtet das Objekt (▶ Abb. 1.23).

Kniegelenk.

Abb. 1.23 3D-Darstellung von MR-Daten.

Abb. 1.23a Oberflächentechnik (Surface Rendering).

Abb. 1.23b Volumentechnik (Volume Rendering).

Eine Kombination beider Techniken (Hybridtechnik) erzeugt den besten 3D-Eindruck ▶ [49].

Die 3D-Darstellung von CT-Daten (Computertomografiedaten) erfolgt mit der Schwellwerttechnik, bei der Pixel mit Dichtewerten über einem frei wählbaren Wert (z.B. Knochen) in 3D dargestellt werden. Die Extraktion der Pixel zur 3D-Darstellung (Segmentation) von MRT-Daten ist sehr viel schwieriger, da die Signalintensitäten sehr inhomogen sein können und Gewebe, die nicht mitdargestellt werden sollen, ähnliche Signalintensitäten aufweisen können wie das Objekt, das in 3D abgebildet werden soll. Beispielsweise zeigt subkutanes Fett eine ähnliche Signalintensität wie fetthaltiges Knochenmark. Die Verwendung einer reinen Schwellwerttechnik zur Segmentation von MRT-Daten ist daher nicht möglich. Üblicherweise wird eine Kombination von Schwellwertsegmentation und manueller Segmentation verwendet ▶ [43]. Dazu muss manuell auf jedem Bild des MRT-Datensatzes das Objekt, das in 3D abgebildet werden soll, extrahiert werden. Dieser Vorgang ist sehr zeitaufwendig und fehleranfällig. In der Routineanwendung hat sich die 3D-Darstellung von MRT-Daten des Stütz- und Bewegungsapparats bis heute daher nicht bewährt.

1.15 Multiplanare Reformatierung

Die Datensätze einer MR-Bildsequenz können ähnlich wie bei CT-Daten nachverarbeitet werden, um andere Schnittebenen errechnen zu lassen (multiplanare Reformatierung). Die berechneten Bilder zeigen den gleichen Kontrast. Die räumliche Auflösung hängt von den Parametern des Originaldatensatzes ab (Schichtdicke × Pixelauflösung). Weisen die Kantenlängen der Voxel des Originaldatensatzes unterschiedliche Längen auf (anisotroper Datensatz), ist dies bei den errechneten Bildern zu berücksichtigen. Um eine relevante Auflösung in allen Raumrichtungen zu erzeugen, werden die Kantenlängen der Voxel gleich groß gewählt (isotroper Datensatz); so kann die Pixelauflösung des berechneten Bildes die gleiche oder nahezu die gleiche Auflösung wie das Originalbild erreichen.

Die Erzeugung isotroper Datensätze mit hoher Auflösung von einer großen Untersuchungsregion, wie beispielsweise dem Kniegelenk, kostete bislang auch bei Verwendung von in 3D transformierten GRE-Sequenzen relativ viel Zeit. Außerdem sollten für die meisten Fragestellungen T1w und T2w Bilder vorliegen. Eine routinemäßige Erzeugung eines isotropen Datensatzes mit anschließender Reformatierung war daher für die MRT des Stütz- und Bewegungsapparats bisher nicht empfehlenswert. Neuere Sequenzen ermöglichen in Kombination mit speziellen Spulen in Verbindung mit paralleler Bildgebung räumlich hochaufgelöste Aufnahmen in akzeptabler Zeit. Weitere klinische Studien müssen noch zeigen, ob diese Sequenzen die Multischichttechniken verdrängen können.

Die Reformatierung von anisotropen Datensätzen von herkömmlichen Sequenzen mit geringerer Auflösung der berechneten Bilder kommt zur Veranschaulichung großer Tumoren oder zur Therapiekontrolle infrage.

1.16 Radiale Schnittführung

Die um einen zentralen Schnittpunkt angulierten Schnittebenen mit Schichtrotationen um jeweils mehrere Grad werden „radiale Schnittführung“ genannt (▶ Abb. 1.24) ▶ [30]. In Studien am Knie- und Schultergelenk zeigte die radiale Schnittführung keine Vorteile gegenüber den etablierten Schnittebenen dieser Regionen. Die Technik hat sich für Routineuntersuchungen des Stütz- und Bewegungsapparats deshalb nicht durchgesetzt.

Kniegelenk.

Abb. 1.24 Axiale Schnittführung. Darstellung der Schnitte bei radialer Akquisition.

1.17 Spektroskopie und Spectroscopic Imaging

Die MRS (Magnetresonanzspektroskopie) am Menschen stellt ein relativ zeitaufwendiges, kompliziertes Verfahren dar, das bisher kaum Eingang in die Routinediagnostik gefunden hat. Da mit diesem Verfahren Stoffwechselvorgänge spezifisch dargestellt werden können, könnte es in Zukunft jedoch auch für die klinische Anwendung Bedeutung gewinnen. Die Forschung auf diesem Gebiet ist sehr intensiv, und es zeichnen sich vielversprechende Resultate ab. Daher soll das Verfahren an dieser Stelle relativ ausführlich besprochen werden; insbesondere wird über die Spektroskopie mit Wasserstoff (1H) und Phosphor (31P) berichtet.

1.17.1 Wasserstoffspektroskopie

Die Abschirmung des statischen Magnetfelds durch die Elektronen der Atomhülle führt zu einer von der Molekülstruktur abhängigen chemischen Verschiebung der Protonenresonanzfrequenz. Dieser Effekt wird in den bereits beschriebenen Methoden zur ▶ selektiven Fettunterdrückung bzw. zur Erstellung von ▶ Wasser- und FettbildernFettbilder ausgenutzt, kann aber darüber hinaus auch für eine direkte Darstellung der Gewebekonzentration verschiedener wasserstoffhaltiger Verbindungen verwendet werden (MR-Spektrum).

In den 1H-Spektren von Muskulatur, Fettgewebe und Knochenmark dominieren folgende Signale:

H2O-Peak

Signale der gesättigten und ungesättigten Fettsäuren (-CH3-, -CH2-, -CH2-HC=, -CH2CO- und -HC=-Molekülgruppen) in Triglyzeriden

Die Fläche unter der jeweiligen MR-Spektrallinie ist proportional zur Häufigkeit der betreffenden Substanz. Damit wird eine nicht invasive quantitative Bestimmung des relativen Fett-Wasser-Gehalts ermöglicht; dies ist insbesondere bei Knochenmarkerkrankungen ▶ [24]▶ [38] und bei der Stadienbeurteilung degenerativer Myopathien ▶ [4] hilfreich.

▶ Abb. 1.25 zeigt als Beispiel für das verstärkte Auftreten mehrerer Lipidkomponenten und massiv reduzierter Wasseranteile das T1w TSE-Bild, eine mit STIR fettunterdrückte koronare Aufnahme sowie eine farbkodierte Fettanteilkarte und das Protonenspektrum eines Lipoms bei 3 T.

Lipom in der rechten Wadenmuskulatur.

Abb. 1.25 25-jährige Patientin.

Durch zusätzliche Homogenisierung des statischen Magnetfelds über den interessierenden Gewebebereich (sog. Shimmen) während der MR-Untersuchung kann je nach Region und Größe des ausgewählten Volumens eine Linienbreite von ca. 0,2–0,5 ppm erzielt werden; dies reicht für eine spektrale Separation der Peaks der erwähnten Molekülgruppen meist aus. Aufgrund der mit 30–40 ms bereits bei 1,5 T sehr kurzen T2-Zeiten der H2