Kopka, Lars : Spiral-CT zur Diagnostik fokaler Leberläsionen -Methodische Entwicklungen, klinische Ergebnisse und Perspektiven

Kapitel 4. Grundlagen der bildgebenden Verfahren

Während sich die Detektion von fokalen Leberläsionen der konventionellen Röntgendiagnostik weitestgehend entzieht, sind sie mittels der modernen Schnittbildverfahren Sonographie, MRT und CT sowie mit nuklearmedizinischen Methoden gut beurteilbar.

4.1 Sonographie

Die Sonographie ist das am häufigsten benutzte bildgebende Verfahren. Die üblichen Ultraschallverfahren beruhen auf der Auswertung multipler Puls-Echo Zyklen längs der einzelnen Ultraschallinien, deren Position dem Gerät bekannt sind. Die einzelnen Pulse werden in zeitlicher Abfolge vom Schallkopf ausgesendet und die kontinuierlich empfangenen Echos nach ihren Amplituden, Phasen und Frequenzen für jedes Bildinkrement ausgewertet. Dabei wird der Zeitraum zwischen Aussendung eines Pulses und dem Empfang des Echos berücksichtigt. Jeder Schallkopf enthält mindestens ein Piezoelement, das als Sender und Empfänger benutzt wird. Die Schallemission erfolgt unter Ausnutzung des reziproken piezoelektrischen Effektes.


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Beim Empfang treten durch einen äußeren Druck elektrische Ladungen auf. Die daraus resultierende proportionale Spannung kann gemessen werden (Klews 1997).

Die Leber eignet sich aufgrund des direkten Kontaktes mit der Abdominalwand und der weitestgehend fehlenden Überlagerung durch Darmgas oder intraperitoneales Fett gut für die sonographische Diagnostik. Diese nicht invasive, kosteneffiziente und schnell durchführbare Technik steht auch bei der Diagnostik fokaler Leberprozesse an erster Stelle. Als invasives sonographisches Verfahren mit hoher Sensitivität steht der intraoperative Ultraschall mittels hochfrequenten Linearschallköpfen zur Verfügung (Leen et al (1995)). Durch den Einsatz der farbkodierten Dopplersonographie kann auch partiell die komplexe Blutversorgung der Leber evaluiert werden (Leen et al. (1995)). Die Nachteile der Sonographie sind bekanntermaßen die starke Untersucherabhängigkeit, die eingeschränkte Beurteilbarkeit einiger Leberabschnitte, der teilweise geringe intrinsische Kontrast zum Tumorgewebe und die relative hohe Artefaktanfälligkeit, die Leberläsionen maskieren oder simulieren kann. Die sonographische Diagnostik der Leber kann auch beim Vorliegen eines Aszites erschwert sein.

Seit einigen Jahren werden auch intravenöse Ultraschallkontrastmittel (USKM) zur Erhöhung der Echogenität bestimmter perfundierter anatomischer Strukturen in der Diagnostik eingesetzt. Die bisher entwickelten USKM basieren auf der Echogenität feinster Gasbläschen mit einer Durchschnittsgröße von 2 - 3 µm. Das in den letzten Jahren eingeführte USKM (Levovist®, Schering AG, Berlin, Deutschland), eine Galaktose-Mikropartikel Suspension ermöglicht durch den Zusatz einer Fettsäure nunmehr auch eine Lungenpassage des USKM ohne Auflösung der Gasbläschen. Somit können auch abdominelle Organe, wie der Leber in einer dynamischen Kontrastierungsphase untersucht werden. Hier könnte in Zukunft das USKM zur Bestimmung der Artdiagnose eines bekannten Leberherdes eine gewisse Bedeutung erlangen (Hosten et al. (1999)).

4.2 Magnetresonanztomographie (MRT)

Die MRT basiert auf dem physikalischen Effekt der kernmagnetischen Resonanz (nuclear magnetic resonance, NMR). Dieser wurde bereits 1946 von F. Bloch und E.


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Purcell in Festkörpern entdeckt (Bloch (1946), Purcell et al. (1946)), aber erst 1973 von P. Lauterbur für die bildgebende Diagnostik nutzbar gemacht (Lauterbur (1973)). Die ersten klinischen Geräte sind seit 1980 im Einsatz. Dafür eignet sich besonders der häufig im menschlichen Körper vorkommende Wasserstoff aufgrund seiner sehr hohen Nachweisempfindlichkeit zur Messung der kernmagnetischen Resonanz. Nach der Anregung der Protonen durch einen Hochfrequenzimpuls beginnt die Relaxation (Längs- und Querrelaxation) der Protonen, die in den Grundzustand zurückkehren. Spezielle Aufnahmespulen dienen bei MR-Systemen zum Empfang des von den Protonen ausgesendeten Signal. Aus diesen Signalen werden nach einer Ortskodierung (Frequenz- und Phasenkodierung) die MR-Bilder berechnet (Kreisler und Trümmler (1997)).

Die Untersuchung der abdominellen Organe mittels MRT hat in den letzten Jahren erheblich an Bedeutung gewonnen. Dieses ist der Ausdruck verbesserter Hard- und Softwarekomponenten und der Entwicklung spezieller Kontrastmittel. Als Standardverfahren werden T1 und T2-gewichtete Spin-Echosequenzen verwendet. Aufgrund ihrer relativ langen Untersuchungszeit für die Darstellung der gesamten Leber werden mehrere Meßwiederholungen zur Reduzierung von Atemartefakten durch Bildmittelungen angewendet. Bei guter Kooperation des Patienten sind die Ergebnisse überzeugend. Die T2-gewichteten Sequenzen erweisen sich aufgrund ihres hohen Läsion-Gewebekontrastes als besonders sensitiv für hypovaskularisierte Metastasen (Hamm et al. (1997)). Durch die Entwicklung stärkerer Gradientensysteme und kürzerer Gradientenanstiegszeiten ist es seit einigen Jahren möglich, die gesamte Leber während einer Respirationsphase zu untersuchen. Dieses hat zu einer deutlichen Reduktion der bewegungsbedingten Bildartefakte geführt. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis ist jedoch geringer als bei den Spin-Echosequenzen (Mitchell (1996).

Die Aussagekraft hinsichtlich der Detektion und Charakterisierung von Leberläsionen kann durch den Einsatz von intravenös applizierbaren Kontrastmitteln verbessert werden (Peterson et al. (1996), Soyer et al. (1996)). Hierzu kommen die sich extrazellulär verteilenden Gadolinium-Chelate, wie das Gd-DTPA (Schering AG, Berlin, Deutschland), Gd-DOTA oder das Gd-HP-DO3A in Frage. Diese Kontrastmittel haben ähnliche pharmakokinetische und biodistributive Eigenschaften wie jodhaltige RKM und können daher für dynamische Untersuchungen genutzt werden. Durch die Einführung


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sog. hepatotroper Kontrastmittel wird eine Verbesserung der Detektion und Artdiagnose von Lebertumoren erreicht. Hierbei werden zunächst zwei Gruppen unterschieden: Die retikuloendothelialen Kontrastmittel (Superparamagnetic Iron Oxide Particles = SPIO), wie das AMI-25 oder das SH U 555 A (Schering AG, Berlin, Deutschland), haben eine hohe Gewebespezifität und werden von Zellen des retikuloendotelialen Systems in Leber und Milz sowie im Knochenmark phagozytiert. Die Partikel bewirken eine Verkürzung der T2-Relaxationszeit im Verteilungsraum der gesunden Leber und Milz. Eine weitere Gruppe sind die hepatobiliären Kontrastmittel. Hier sind z.Z. das Mn-DPDP, das Gd-BOPTA und in Zukunft auch das Gd-EOB-DTPA (Schering AG, Berlin, Deutschland) im Einsatz. Sie werden von den Hepatozyten selektiv aufgenommen und in die Galle sekretiert. Analog zu den extrazellulären Gd-Chelaten bewirken sie eine Verkürzung der T1-Relaxationszeit des gesunden Leberparenchyms. Ein Nachteil einiger bisher zugelassener KM-Subtypen ist die fehlende Bolusapplizierbarkeit (AMI-25 und Mn-DPDP) und somit die mangelne Aussage hinsichtlich der KM-Perfusion einzelner Läsionen, die zur weiteren Charakterisierung hilfreich sein kann (Mahfouz et al. (1997)). Hier werden aber in naher Zukunft immer mehr Präparate (z.B. SH U 555A und Gd-EOB-DTPA) zur Verfügung stehen, die bolusförmig applizierbar sind und somit auch die Möglichkeit einer dynamischen Studien gewährleisten.

4.3 Nuklearmedizinische Verfahren

Die nuklearmedizinische Diagnostik dient vor allem der artdiagnostischen Abklärung bekannter fokaler Leberläsionen und wird somit meistens additiv zur CT- oder MRT Diagnostik eingesetzt. Dabei erweisen sich die nuklearmedizinischen Verfahren als besonders effizient für die Bestätigung oder den Ausschluß der fokal-nodulären Hyperplasie (FNH), des Leberzelladenoms und des Hämangioms. Dafür werden die hepatobiliäre Sequenzszintigraphie (HBSS) und die Blutpoolszintigraphie (BPS) verwendet. In der Literatur wird die Spezifität dieser Methoden für die Charakterisierung der FNH (HBSS) sowie des Hämangioms (BPS) zwischen 80-95% angegeben (Trampert et al. (1993), Czermak et al. (1993)). Ähnlich wie bei der CT oder MRT relativieren sich diese Ergebnisse bei Befunden mit einem Durchmesser von unter 2 cm. Als weitere nuklearmedizinische Verfahren zur Diagnostik fokaler Leberläsionen stehen die Somatostatinrezeptorszintigraphie mit 111In-markierten Octreopeptiden (z.B. Metastasen endokriner gastroenteraler Tumoren), die Immunszintigraphie mit 99mTc- oder 111In-markierten monoklonalen Antikörpern (z.B. Metastasen kolorektaler


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Karzinome) sowie die Positronenemissionstomographie oder Gammaszintigraphie mit 18FDG zur Verfügung (Czermak et al. (1993)). Sämtliche Verfahren werden in der Regel nicht als primäre Untersuchungsmodalität gewählt, sondern gelten als ein wichtiges Instrument zur Differentialdiagnostik von Läsionen, die durch andere Verfahren detektiert und nicht näher klassifiziert werden können. Inwiefern zukünftig die nuklearmedizinischen Methoden ihre diagnostische Rolle erweitern und sogar therapeutische Funktionen übernehmen, ist jedoch noch nicht sicher abzusehen.

4.4 Computertomographie (CT)

Mit der Einführung der CT 1971 stand erstmals ein Verfahren zur überlagerungsfreien zweidimensionalen Darstellung des Körpergewebes zur Verfügung (Hounsfield (1973)). Die Entwicklung dieser Technik durch A. M. Cormack und G. Hounsfield wurde 1979 mit dem Nobelpreis für Medizin ausgezeichnet. Aufgrund der hohen Kontrastauflösung bei gleichzeitig guter Ortsauflösung konnte sich das Verfahren schnell in der klinischen Routine etablieren. Mit Hilfe einer Röntgenröhre, die mehrere Brennflecke oder Focuspositionen haben kann, und eines Kolimators wird ein eng eingeblendeter Röntgenstrahl erzeugt, der nur die definierte Körperschicht durchdringt (Ewen (1998)). Bedingt durch verschiedene Wechselwirkungen wird die resultierende Abnahme der Photonenflußdichte durch ein Detektorsystem registriert. Die Schwächung der Röntgenstrahlen ist von verschiedenen Faktoren, wie den gewebespezifischen linearen Schwächungskoeffizienten und der Gewebedicke abhängig.

I(d) = Io e -µ d (Gleichung 1)

I(d) = Strahlenintensität hinter der durchstrahlten Materie

Io = Strahlenintensität vor der zu durchstrahlenden Materie

e = Basis der natürlichen Logarithmen

µ = Linearer Schwächungskoeffizient

d = Dicke der durchstrahlten Materie

Die Anordnung aus Röhre und Detektor wurde zunächst zu sukzessiven linearen Abtastungen um einen kleinen definierten Winkel alpha gedreht, bis auf diese Weise eine vollständige 360° Rotation um den Patienten erfolgt war. Der Patiententisch wurde nach der erfolgten Abtastung eines Körperabschnittes um eine definierte Strecke fortbewegt. Es kam zu einer erneuten 360°-Rotation der Gantry um den nächsten Teilbereich des


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zu untersuchenden Körpers. Diese Form der Translations-Rotations-Technik (1. und 2. Generation) und der Rotationstechnik mit einem drehenden Detektorfächer (3. Generation) wird im folgenden als konventionelles CT bezeichnet. Aufgrund der Vernetzung der einzelnen Gantry-Komponenten zum Steuer- und Rechnersystem ist bei der konventionellen CT eine ständige Umkehr des Rotationsdrehsinnes erforderlich. Die Röhre und der Detektorkranz führen somit eine oszillatorische Bewegung aus. Dadurch ist ein ständiger Wechsel zwischen Beschleunigung und Bremsung der Gantry-Komponenten erforderlich.

Die wesentlichen Komponenten eines CT-Gerätes bestehen aus der Gantry mit der Röntgenröhre und dem Detektorkranz, dem Hochspannungsgenerator sowie dem Rechnersystem. Zur Erstellung eines diagnostischen CT-Bildes müssen die erfaßten Intensitätsprofile durch Skalierung und Kalibrierung in die sogenannten CT-Werte umgewandelt werden. Diese werden zu Ehren des Erfinders als Hounsfield-Einheiten (HE) bezeichnet. Als Standardverfahren zur Bildberechnung wird ein gefilterter Rückprojektionsalgorithmus unter Verwendung eines definierten Faltungskerns verwendet. Die CT-Werte jedes Bildelementes (Pixel) geben das Ausmaß der in den zugehörigen Volumenelementen (Voxel) erfolgten Absorption an. Die Verteilung der gemessenen Schwächungskoeffizienten kommt somit nicht direkt zur Darstellung, sondern wird auf einer relativen Schwächungsskala, der Hounsfield-Skala, dargestellt. Hierbei weist Wasser definitionsgemäß den CT-Wert 0 und Luft den CT-Wert -1000 auf. Die in den einzelnen Voxeln gemessenen CT-Werte unterschiedlicher Dichten werden dann jeweils in einem Pixel gemittelt auf dem Monitor dargestellt. Dazu wird eine Grauwerteskala verwendet, die eine Tiefe von 12 Bit, d.h. 4.096 verschiedene Grauwertabstufungen, benutzt. Da das menschliche Auge aber nur ca. 60 Grauwerte voneinander unterscheiden vermag, benutzt man eine sogenannte Fenstertechnik. Hierbei kann durch die beliebig wählbare Einstellung einer Fensterlage und einer Fensterbreite das darzustellende Intervall der CT-Werte mit der damit verbundenen Grauwertabstufung abgebildet werden. Diese Technik ermöglicht auch die Diskriminierung unterschiedlicher anatomischer Strukturen mit ähnlichen CT-Dichten (Bunke (1997)).


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Thu Sep 26 15:58:42 2002