Hintergrund

Die Magnetresonanztomographie (MRT) ist neben der Computertomographie (CT) und dem Ultraschall (US) fester Bestandteil der radiologischen Leberdiagnostik. Die Leber-MRT vereint den Vorteil eines hohen Weichteilkontrasts mit einer fehlenden Exposition des Patienten gegenüber ionisierender Strahlung und einer geringen Untersucherabhängigkeit. Die Leber-MRT ermöglicht durch die Kombination verschiedener Sequenzen eine exzellente Detektion und Charakterisierung fokaler Leberläsionen sowie die Diagnostik diffuser Lebererkrankungen. Moderne MR-Protokolle, wie u. a. vom American College of Radiologists (ACR) empfohlen (http://www.acr.org; Revision 2015 [2]), beinhalten T2-gewichtete Sequenzen mit und ohne Fettsuppression, dynamische kontrastmittelgestützte Sequenzen mit Anfertigung von Subtraktionsbildern („dynamic contrast-enhanced MRI“, DCE-MRT), In-phase- und Opposed-phase-MR-Techniken und diffusionsgewichtete Bildgebung („diffusion-weighted imaging“, DWI) sowie die optionale Magnetresonanz-Cholangiopankreatographie (MRCP; Tab. 1).

Für die individuelle Indikation sind einzelne MR-Sequenzen jedoch von unterschiedlicher Bedeutung, was bei der Erstellung des speziellen Untersuchungsprotokolls für den Patienten im Einzelfall berücksichtigt werden muss. Innerhalb der MRT ist es in den letzten Jahren zu zahlreichen technischen Neuerungen gekommen, die entweder bei gleichzeitig erhaltener oder verbesserter Bildqualität die absolute Scanzeit verkürzen oder die Beantwortung zusätzlicher klinischer Fragestellungen ermöglichen. Prinzipiell lässt sich die Leber mit modernen MR-Tomographen sowohl bei 1,5 T als auch bei 3,0 T unter Verwendung von Multikanaloberflächenspulen untersuchen, allerdings können ausgeprägte Mengen freier abdomineller Flüssigkeit die diagnostische Bildqualität insbesondere bei 3,0 T durch dielektrische Signaleffekte deutlich einschränken.

Tab. 1 Allgemeines MR-Protokoll für die klinische Leberbildgebunga
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Der vorliegende Übersichtsartikel gibt einen Überblick über ein aktuelles klinisches MR-Protokoll für die allgemeine Leberbildgebung mit Darstellung moderner MR-Techniken und deren klinischem Nutzen. Die diagnostische Interpretation von Leberveränderungen sowie die detaillierte Beschreibung der Wirkweise von MR-Kontrastmittel sind nicht Bestandteil dieses Reviews, hier wird auf eine Vielzahl hervorragender Übersichtsartikel, Buchkapitel und Internetinformationen verwiesen.

T2w-Bildgebung

Die T2-gewichtete (T2w-)Bildgebung liefert eine hoch aufgelöste Darstellung der anatomischen Leberstrukturen und wird bei der klinischen MRT-Untersuchung der Leber insbesondere zur Detektion fokaler Leberläsionen ohne Kontrastmittel verwendet [5]. In der T2w-Bildgebung lassen sich typische hyperintense Läsionen, wie Leberzysten und Hämangiome, klar darstellen.

Standardmäßig erfolgt die Akquisition in axialer Schichtorientierung, eine ergänzende koronare Schichtführung kann bei der MR-Sequenzplanung, der anatomischen Beurteilung und der Interventionsplanung hilfreich sein. Die T2w-Bildgebung beruht routinemäßig auf Spinechosequenzen, die entweder als Single-shot-echo- (SSH-) oder Turbospinecho- (TSE-) bzw. „Fast-spin-echo“- (FSE-)Sequenzen akquiriert werden. Die Kombination paralleler Bildgebungstechniken, wie „sensitivity encoding“ (SENSE [41]) oder „generalized autocalibrating partially parallel acquisition“ (GRAPPA [21]) und einer TSE-/FSE-Sequenz, bei der mehrere Echos innerhalb eines Echozugs nach einer Signalanregung aufgenommen werden, erlaubt eine Verkürzung der Scanzeit.

Atembewegung

Trotz der Beschleunigung mithilfe der TSE- und parallelen Bildgebung bleibt, wie bei vielen anderen MR-Sequenzen, die Atembewegung der Leber eine der größten Herausforderungen für die Bildqualität in der T2w-Bildgebung. Um Bewegungsartefakte in der T2w-Bildgebung zu minimieren, existieren 2 generelle Ansätze mit Akquisition entweder in Atemanhaltetechnik („breathhold“, BH) oder bei freier Atmung mit Atemtriggerung („free breathing“, FB).

Bei der ersten Variante erfolgen mehrere Atemanhaltemanöver in Kombination mit der Aufnahme mehrerer 2-D-Schichten mit einer Single-shot-TSE (SSH-TSE; Philips), „half-Fourier-acquisition single-shot-turbo-spin-echo“ (HASTE, Siemens), Single-shot-FSE (SS-FSE, GE), bei der eine komplette Schicht nach einer einzigen Signalanregung aufgenommen wird. Bei der zweiten Variante wird unter Verwendung einer Atemtriggerung pro Atemzyklus jeweils ein Teil der Daten eines 3-D-Volumens akquiriert. Für die Atemtriggerung kann sowohl ein externer Atemsensor (Atemgurt) als auch die sogenannte Navigatortechnik (MotionTrak, Philips; PACE, Siemens) benutzt werden. Bei dieser Navigatortechnik wird die Position des Zwerchfells während der Messung mit einem schnellen zusätzlichen Vorpuls bestimmt und die Daten nur akquiriert, wenn sich das Zwerchfell in Exspirationsstellung befindet [29]. Die langen Echozüge der Single-shot-Techniken (SSH) können zu einer Unschärfe der T2w-Aufnahmen führen, Probleme mit mehrfachen Atemanhaltemanövern können zusätzliche Atemartefakte bedingen. Atemgetriggerte MR-Sequenzen weisen in der Regel eine deutlich bessere Bildqualität auf, allerdings können auch hier Atemartefakte auftreten. Eine weitere deutliche Reduktion der Atemartefakte konnte durch die Einführung neuer Periodically-rotated-overlapping-parallel-lines-with-enhanced-reconstruction(PROPELLER)-Sequenztechniken (MultiVane, Philips; BLADE, Siemens; PROPELLER, GE) erzielt werden ([6, 24, 56]; Infobox 1). So werden präferiert in der T2w-Bildgebung moderne PROPELLER-Sequenzen eingesetzt (Abb. 1).

Abb. 1
figure 1

T2w-Sequenztechniken. a „Single-shot echo“ (SSH) in Breathhold-Technik mit reduzierter Auflösung. b Atemgetriggerte Turbospinecho(TSE)-Sequenz mit diskreten Atemartefakten (Pfeil). c Hochaufgelöste Periodically-rotated-overlapping-parallel-lines-with-enhanced-reconstruction(PROPELLER)-TSE (MultiVane XD) mit Bewegungskorrektur

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Infobox 1 MR-Technik: PROPELLER-MR-Sequenzen

PROPELLER-Sequenzen, die je nach Hersteller unterschiedliche Namen tragen (MultiVane, Philips; BLADE, Siemens; PROPELLER, GE) haben sich als hilfreich erwiesen, um Bewegungsartefakte durch unvollständige Atemanhaltemanöver oder unregelmäßige Atmung bei atemgetriggerten Techniken zu minimieren [39]. Bei der PROPELLER-Sequenztechnik wird der k-Raum durch um das k-Raum-Zentrum rotierende Stacks von parallelen Linien (sogenannte „blades“) aufgefüllt (Abb. 2a). Für die T2w-Bildgebung werden die k-Raum-Linien eines solchen „blades“ mithilfe einer TSE-Akquisition aufgenommen. Durch das daraus resultierende wiederholte Abtasten des k-Raum-Zentrums liefert jedes der aufgenommenen „blades“ ein niedrig aufgelöstes Bild, das für die Detektion und Korrektur von Änderungen des Bewegungszustands während der Bildakquisition und Rekonstruktion verwendet wird [24]. Weitere Verbesserungen können durch die zusätzliche Kombination der PROPELLER-Technik mit paralleler Bildgebung mittels SENSE oder Dixon-basierter Fettunterdrückung erreicht werden (Details zur Dixon-basierten Fettunterdrückung s. Infobox 2 [10, 44, 40]).

Abb. 2
figure 2

T2w-Bildgebung mit der Periodically-rotated-overlapping-parallel-lines-with-enhanced reconstruction(PROPELLER)-Technik. a Der k-Raum wird mit durch um das k-Raum-Zentrum rotierende Stacks an parallelen Linien („blades“) gefüllt. Jedes dieser „blades“ besteht aus mehreren parallelen k-Raum-Linien, die mithilfe einer Turbospinecho(TSE)-Sequenz akquiriert werden. b T2w-TSE in PROPELLER-Technik mit Fettunterdrückung. Die PROPELLER-Technik hilft, Bewegungsartefakte in atemgetriggerten TSE-Aufnahmen zu reduzieren

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T2w-Bildgebung mit Fettsuppression

Einige solide Leberläsionen weisen in der T2w-Bildgebung nur eine geringe Hyperintensität (z. B. fokale noduläre Hyperplasie [FNH], Leberadenom und Lebermetastase), Hypointensität (z. B. Regeneratknoten) oder Isointensität (z. B. hepatozelluläres Karzinom [HCC]) auf. Aus diesem Grund kann für ein besseres Kontrastverhalten fokaler Leberläsionen die T2w-Bildgebung mit Suppression des Fettsignals durchgeführt werden.

Bei der T2w-Bildgebung mit Fettsuppression (T2w-FS) kann das Fettsignal mit frequenzselektiven Vorpulsen abgesättigt werden (Abb. 2b). Diese Technik wird als “chemical shift selective” (CHESS) oder “spectral presaturation with inversion recovery“ (SPIR) bezeichnet. Allerdings sind diese Techniken sensitiv gegenüber Variationen im B0-Magnetfeld und im B1-Hochfrequenz-Sendefeld. Die Spectral-attenuated-inversion-recovery(SPAIR)-Technik erlaubt durch die Verwendung spezieller, sogenannter adiabatischer Vorpulse eine homogene Fettunterdrückung auch bei Variationen im B1-Hochfrequenz-Sendefeld, jedoch zum Preis einer längeren Dauer des Vorpulses gegenüber der CHESS- oder SPIR-Technik. Die Fettunterdrückung durch die Short-tau-inversion-recovery(STIR)-Technik beruht auf den Unterschieden der T1-Relaxationszeiten zwischen Wasser- und Fettmolekülen und ist somit nicht sensitiv gegenüber Inhomogenitäten des B0-Magnetfeldes und des B1-Hochfrequenz-Sendefeldes. Allerdings neigt die STIR-Technik zu erhöhtem Bildrauschen im Vergleich zu den anderen Fettsättigungstechniken [16].

Anstelle einer fettselektiven Sättigung gibt es auch die Möglichkeit der wasserselektiven Anregung mithilfe schicht- und frequenzselektiver Anregungspulse, sogenannter Water-selective(WATS)-Sequenzen. Diese wasserselektive Anregungstechnik ist allerdings äußerst sensitiv gegenüber Variationen im B0-Magnetfeld. Eine alternative moderne Art der Fettsuppression erlaubt die Dixon-Methode, bei der mehrere verschiedene Echozeiten aufgenommen werden und bei der Datenrekonstruktion die Wasser- und Fettsignale digital separiert werden (Infobox 2). Dixon ermöglicht hierbei die Berechnung klassischer T2w- und T2w-FS-Aufnahmen. Die Dixon-Methode ist, im Gegensatz zu den konventionellen spektralen Fettsättigungstechniken, robust gegenüber Variationen im B0-Magnetfeld und B1-Hochfrequenz-Sendefeld und ermöglicht eine weitgehend homogene Fettsuppression.

Quantitative T2*-Bildgebung

Bei diffusen Lebererkrankungen wird manchmal eine Akkumulation von Eisen im Lebergewebe beobachtet (z. B. primäre und sekundäre Hämochromatose). Hierbei ist zu attestieren, dass die MRT sehr sensitiv das Vorkommen von Eisen im Gewebe detektieren kann (Abb. 3). Durch das Vorhandensein von Eisen verkürzen sich die T2*-, T2- und T1-Relaxationszeiten (ms) bzw. erhöhen sich die entsprechenden reziproken Relaxationsraten R2*, R2 und R1 (s−1). Insbesondere der stark verkürzende Effekt von Eisen auf die T2*-Relaxationszeiten bietet sich zur klinischen Detektion von Eisenüberladungen in der Leber an und stellt aufgrund des nichtinvasiven Charakters ein in Spezialzentren etabliertes Verfahren zur Diagnostik und Verlaufskontrolle der hepatischen Siderose als Alternative zur Leberbiopsie dar [23, 52].

Abb. 3
figure 3

Quantitative R2*- Bildgebung der Leber. a Unauffällige R2* Map der Leber mit R2* = 50 s-1 und b Patienten mit schwerwiegender Siderose der Leber, R2*- Map mit R2* = 590 s-1

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Die T2*-Bildgebung basiert grundlegend auf Gradientenechosequenzen, klassischerweise mit gespoilten Multigradientenechosequenzen (MGE), bei der mehrere Echos mit verschiedenen Echozeiten (TE) innerhalb eines Atemanhaltemanövers akquiriert werden. Meist werden dabei alle Echos für eine k-Raum-Linie innerhalb einer Repetitionszeit (TR), also nach einer Signalanregung akquiriert. Neben der klassischen visuellen Bildanalyse können durch die voxelweise Berechnung der Relaxationszeiten auch quantitative T2*- bzw. R2*-Kartierungen („maps“) berechnet werden. Ursprünglich bei Magnetfeldstärken von 1,5 T validiert, konnte die T2*-Relaxometrie mithilfe schneller MGE-Sequenzen mittlerweile auch bei 3,0 T etabliert werden (StarQuant, mDixon Quant, Philips; MyoQuant, LiverLab, Siemens; StarMap, IDEAL IQ, GE [4, 42]). Die Echozeiten und die Anzahl der Echos müssen allerdings a priori so gewählt werden, dass die Auswertealgorithmen der Bildnachverarbeitung die quantitativen T2*- bzw. R2*-Messwerte verlässlich aus dem exponentiellen Signalabfall ermitteln können. Dies ist insbesondere bei ausgeprägter Eisenspeicherung und der 3,0-Tesla-Hochfeld-MRT relevant [23, 47]. Der hepatische Fettgehalt kann zudem bei MGE-Sequenzen in einer fehlerhaften T2*-Bestimmung resultieren, sodass sich neuerdings Dixon-basierte Methoden zur T2*-Quantifizierung etabliert haben [23].

Magnetresonanz-Cholangiopankreatographie (MRCP)

Die MRCP liefert eine detaillierte Darstellung der intra- und extrahepatischen Gallenwege und ermöglicht eine nichtinvasive Beurteilung intraluminaler Gangobstruktionen (z. B. Choledocholithiasis) oder entzündlicher und tumoröser Gallengangsveränderungen (z. B. primär sklerosierende Cholangitis [PSC] und cholangiozelluläres Karzinom [CCC]). Die MRCP kann bei entsprechender Indikation das individuelle MR-Protokoll ergänzen. Die MRCP sollte dann optimalerweise vor der möglicher Kontrastmittelapplikation, insbesondere unter Verwendung hepatobiliärer MR-Kontrastmittel akquiriert werden, da es sonst durch hohe Kontrastmittelkonzentrationen in den Gallenwegen im Rahmen der biliären Exkretion von Gd-EOB-DTPA (Primovist®/Eovist®) beginnend nach ca. 5 min sowie bei Gd-BOPTA (MultiHance®) nach mehreren Minuten zu artifiziellen Signalauslöschungen in der MRCP kommen kann [2].

Die T2w-basierte MRCP beruht auf stark T2-gewichteten Sequenzen, die stationäre und langsam fließende Flüssigkeiten (z. B. Gallensekret im Ductus hepatocholedochus [DHC] oder der Gallenblase) stark hyperintens zur Darstellung kommen lassen. Prinzipiell stehen eine 3-D-TSE- und eine 2-D-Single-shot-TSE-Akquisition mittels radialer Schichten zur Verfügung. In der klinischen Routine werden häufig beide Ansätze verwendet, da sie sich in ihrer Artefaktanfälligkeit unterscheiden und deshalb gut ergänzend eingesetzt werden können. Die 3-D-TSE-Akquisition wird in aller Regel mit Atemtriggerung durchgeführt und ist deshalb anfälliger für Bewegungsartefakte durch Atmung oder Darmperistaltik. Sie verfügt über ein höheres Signal-zu-Rausch-Verhältnis im Vergleich zur 2-D-Technik, die typischerweise während eines Atemanhaltemanövers durchgeführt wird und somit weniger anfällig für Atemartefakte ist. Ein Vorteil der 3-D-MRCP ist die Möglichkeit zur multiplanaren Rekonstruktion (MPR) des 3-D-Datensatzes. Die Scanzeit der 3-D-Akquisition überwiegt die der 2-D-Akquisition, durch parallele Bildgebung und moderne Multikanalspulensysteme kann die Akquisitionszeit stark gesenkt werden [11, 25].

Für spezielle Indikationen, wie die Darstellung einer postoperativen Gallengangsleckage, kann zusätzlich eine T1w-MRCP mit hepatobiliärem Kontrastmittel hilfreich sein [26]. Mithilfe von 3-D-T1w-FS oder 3-D-T1w-Dixon lässt sich die biliäre Exkretion in das Gallensystem bis in das Duodenum hochaufgelöst darstellen. Im Rahmen der MRCP kann zusätzlich – unter Beachtung der Kontraindikationen – eine intravenöse Gabe von Butylscopolamin (Buscopan®) zur Reduktion von Darmbewegungsartefakten erwogen werden [50].

T1w-Bildgebung

Die T1-gewichtete Bildgebung (T1w) ist insbesondere bei der Charakterisierung von Leberläsionen hilfreich und liefert eine Vielzahl an Informationen über die Leberläsion. So stellen sich einige Leberläsionen manchmal in der nativen T1w-Bildgebung hyperintens (z. B. lipidreiche Leberadenome und dysplastische Knoten im Rahmen der Leberzirrhose) oder hypointens (z. B. Leberzysten und zystische Lebermetastasen) dar. Mit der dynamischen kontrastmittelgestützten MRT („dynamic contrast-enhanced MRI“, DCE-MRT) lassen sich für die differenzialdiagnostische Einordnung essenzielle Rückschlüsse über die Perfusion fokaler Leberläsionen ziehen (z. B. Leberhämangiom, FNH, Leberadenom, Lebermetastase und HCC). Hepatozytenspezifische Kontrastmittel sind insbesondere bei der Differenzierung von Leberadenomen und der FNH, Detektion kleinerer Lebermetastasen (< 1 cm) und Beurteilung von Perfusionseffekten durch deren spezifischen Uptake in normalen Hepatozyten (z. B. FNH) und fehlendendem bzw. vermindertem Uptake in „Nichthepatozyten“ (z. B. Lebermetastasen) bzw. abnormalen Hepatozyten (z. B. in manchen Leberadenomen und HCC) indiziert.

Kontrastmittel

Für die kontrastmittel(KM)-gestützte T1w-Bildgebung stehen neben einer Vielzahl extrazellulärer gadoliniumbasierter MR-KM aktuell auch 2 hepatozytenspezifische KM (Gd-EOB-DTPA [Primovist®/Eovist®] und Gd-BOPTA [MultiHance®]) zur Verfügung. Bei der dynamischen KM-gestützten MRT (DCE-MRT) werden nach Akquisition einer nativen Sequenz und anschließender intravenöser Applikation eines KM-Bolus wiederholt T1w-Sequenzen nach bestimmten Zeitpunkten akquiriert, wofür jeweils ein Atemanhaltemanöver benötigt wird. Üblicherweise werden die arterielle Phase (20–35 s post KM), die portalvenöse Phase (50–70 s post KM) und die spätvenöse Phase (2–5 min post KM) empfohlen [2]. Ein zusätzlicher späterer Akquisitionszeitpunkt (5–10 min) kann bei der Differenzialdiagnose spezieller Leberläsionen (z. B. Leberhämangiom mit verlangsamtem Blood-pool-Effekt und „late enhancement“ beim Cholangiokarzinom [CCC]) helfen und sollte, wenn möglich, routinemäßig mitaufgezeichnet werden. Eine früharterielle angiographische Phase (10–15 s post KM) kann hingegen im Einzelfall (wie vor Lebertransplantation zur Operationsplanung) indiziert sein. Bei Verwendung der hepatozytenspezifischen KM Gd-EOB-DTPA (Primovist®/Eovist®) bzw. Gd-BOPTA (MultiHance®) sollte eine Akquisition zum Zeitpunkt der hepatobiliären Phase erfolgen, die bei 20 bzw. 60 min nach KM-Gabe empfohlen wird. Für eine zeiteffiziente Durchführung der Leber-MRT mit Gd-EOB-DTPA können die T2w, die T2w-FS und die DWI nach KM-Gabe akquiriert werden [53], allerdings sollte die MRCP vor der hepatobiliären Exkretion erfolgen (s. Abschn. „MRCP“).

DCE-MRT

Im Rahmen der DCE-MRT stellt häufig die Bildgebung der optimalen arteriellen Leberparenchymphase eine Herausforderung dar. In der klinischen Routine wird weitverbreitet der manuelle Sequenzstart nach einer fixen Zeit angewendet, in Abhängigkeit vom Protokoll und den Erfahrungen im jeweiligen Institut häufig ca. 17–20 s nach Beginn der KM-Injektion. Hierbei findet aber die mitunter individuell stark variierende KM-Anflutung in der Aorta und den Leberarterien, bedingt u. a. durch die Lage und Innendurchmesser des venösen Zugangs sowie die Herzfunktion des Patienten, keine Berücksichtigung. Zudem sollte die maximale arterielle KM-Anreicherung von Leberläsionen optimalerweise in der Mitte der k-Raum-Akquisition getroffen werden. Spezielle Testbolus- oder Bolustriggeringmethoden können bei der verbesserten Bildgebung während der individuellen arteriellen KM-Phase hilfreich sein [20, 37, 46]. Insgesamt sind die allgemeinen und spezifischen institutionellen Richtlinien vor der möglichen KM-Gabe zu beachten und u. a. die KM-Applikation bei vorangegangener allergischer Reaktion, Schwangerschaft oder Niereninsuffizienz mit erhöhtem Risiko für eine NSF äußert kritisch zu beurteilen (konkret wird hier auf aktuelle Leitlinien verwiesen [1, 18]).

Sequenzen

Prinzipiell können bei der DCE-MRT 2-D- und 3-D-basierte Sequenzen zum Einsatz kommen, wobei 3-D-T1w-GRE-Sequenzen („fast field echo“, FFE) mit Fettsuppression der 2-D-Akquisition hinsichtlich der Bildqualität überlegen sind und deshalb mittlerweile die 2-D-Technik weitestgehend abgelöst haben. Parallel zu weiteren Optimierungen der 3-D-T1w-FS-Sequenzen erfährt in der letzten Zeit die Dixon-Methode (Abb. 3) durch verbesserte Rekonstruktionsalgorithmen, die es erlauben, mithilfe von nur 2 Echozeiten Wasser- und Fettsignale zuverlässig zu trennen, zunehmend Einzug in klinische Anwendungen (Infobox 2 sowie Abb. 4). Mithilfe dieser schnellen 3-D-T1w-FS- und T1w-Dixon-Sequenzen kann die gesamte Leber während eines Atemanhaltemanövers (meist weniger als 18–20 s) hoch aufgelöst mit Schichtdicken um 1,5–2,5 mm dargestellt werden. Die aktuell häufig verwendeten 3-D-T1w-FS-Sequenzen tragen herstellerabhängig unterschiedliche Namen wie eTHRIVE (Philips), VIBE (Siemens) und LAVA (GE).

Abb. 4
figure 4

T1w-Dixon-Methode. Mit dieser Methode lassen sich in einer Sequenz simultan In-phase- (a) und Opposed-phase- (b) T1w-Bilder generieren sowie wasser- und fettselektive Messungen (Abb. 7) berechnen (c, d). Die wasserselektive Dixon-Methode vermag innerhalb eines Atemstillstands die gesamte Leber hoch aufgelöst darzustellen und kann als multiphasische dynamische Sequenz vor (c) und nach (d) Kontrastmittelapplikation akquiriert werden (hier portalvenöse Kontrastmittelphase bei 3,0 T)

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In Abhängigkeit davon, wie gut der Patient in der Lage ist, den Atemstillstand auszuführen, kann es zu einer Beeinträchtigung der diagnostischen Bildqualität durch Atem- bzw. Bewegungsartefakte kommen. Die Länge der Akquisitionszeit pro Atemstillstand beeinflusst hierbei die räumliche Auflösung, eine individuell patientenadaptiert verkürzte Akquisitionszeit pro Atemstillstand resultiert in einer direkten Reduktion der räumlichen Auflösung.

Um eine Messzeitverkürzung der dynamischen T1w-FS-Sequenzen ohne relevante Reduktion der diagnostischen Bildqualität zu erreichen, wurden kürzlich neue ultraschnelle DCE-MRT-Techniken durch Kombination von paralleler Bildgebung und View-sharing-Techniken entwickelt (Abb. 5). Beim „view sharing“ handelt es sich um eine Technik, bei der k-Raum-Informationen zwischen mehreren Dynamiken geteilt werden und somit in jeder einzelnen Dynamik nur ein Teil des k-Raums abgetastet werden muss. Die Controlled-aliasing-in-parallel-imaging-results-in-a-higher-Acceleration(CAIPIRINHA)-Dixon-TWIST-VIBE-Technik erlaubt im Vergleich zur standardmäßigen VIBE (Siemens) bei gleicher Messzeit die Akquisition klinisch möglicher 5 hochaufgelöster arterieller Subphasen (anstatt nur einer arteriellen KM-Phase) mit einer verbesserten Darstellung der hepatischen Gefäße und einer höheren Detektionsrate hypervaskularisierter Leberläsionen [27, 35, 54]. Analog hierzu ermöglichen die Contrast enhanced timing robust acquisition order with preparation of the longitudinal signal component (CENTRA-Plus)-basierte Sequenztechnik 4-D-THRIVE (Philips) und die sogenannte Differential-subsampling-with-cartesian-ordering(DISCO)-Methode (GE) standardmäßig die Aufnahme von 4 Dynamiken innerhalb eines Atemstillstands [7, 13, 43].

Abb. 5
figure 5

Ultraschnelle dynamische kontrastmittelgestützte MRT. CAIPIRINHA-Dixon-TWIST-VIBE mit 14 Phasen (Zeitauflösung 2,1 s) während eines Atemstillstands von 29 s bei einem Patienten mit hepatisch metastasiertem kolorektalem Karzinom. Neben avaskulären nekrotischen Metastasen (Dreieck) und randständig vitalen Metastasen (Pfeil) zeigt sich eine weitere kleinere subkapsuläre vitale Metastase im Lebersegment 8 (Viereck), die nur kurzzeitig mit randständigem Kontrastmittelenhancement abgegrenzt werden kann. (Mit freundl. Genehmigung von Michaely et al. [34]). CAIPIRINHA “controlled aliasing in parallel imaging results in a higher acceleration”

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Infobox 2 MR-Technik: Dixon-Methode

Die Dixon-Methode basiert auf den unterschiedlichen Präzessionsfrequenzen von in Fettmolekülen gebundenen Wasserstoffprotonen gegenüber den in Wassermolekülen befindlichen Protonen. Dixon erlaubt die Rekonstruktion separater wasser- und fettselektiver sowie von In-phase- und Opposed-phase-Aufnahmen [16]. Im Gegensatz zu herkömmlichen Sequenzen wird dazu das Signal an mindestens 2 oder mehreren verschiedenen Echozeiten (TE) aufgezeichnet. Es existieren 2 verschiedene Dixon-Sequenztechniken: zum einen kann die MR-Messung bei verschiedenen TE wiederholt werden (Multirepetitionstechnik), zum anderen können mehrere TE nach einer Signalanregung aufgenommen werden (Multiechotechnik).

Die T1w-Dixon-Bildgebung basiert zumeist auf GRE(FFE)-Sequenzen in Kombination mit der Multiechotechnik mit möglichst kurzen Echozeiten (Abb. 6a). Dies ermöglicht die Aufzeichnung mehrerer Echos nach einer Signalanregung, mitunter innerhalb eines Atemstillstands zur DCE-MRT. Dies erlaubt es, gleichphasige („in-phase“) und gegenphasige („opposed-phase“) Aufnahmen aus dieser einen Akquisition zu generieren und wasser- und fettselektive Bilder zu rekonstruieren (Abb. 4 und 7).

Abb. 6
figure 6

Schematische Sequenzdiagramme der Dixon-Methode. a Gradientenecho(FFE)-Dixon mithilfe der Multiechotechnik, hierbei werden nach jeder Signalanregung 2 oder mehr Echos akquiriert. b Spinecho(TSE)-Dixon mit der Multirepetitionstechnik, hierbei werden 2 oder mehr Aufnahmen angefertigt, wobei in jeder Aufnahme das Timing der Echoakquisition leicht verschoben wird. Gemeinsam in der FFE- und TSE-Dixon demonstrieren die verschiedenen Echos zwischen Wasser und Fett ein unterschiedliches Phasenverhältnis (blaue und rote Pfeile), das die Rekonstruktion wasser- und fettselektiver Bilder sowie die Generierung von In-phase- und Opposed-phase-Bildern ermöglicht

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Abb. 7
figure 7

Parametrische Fettfraktion-Kartierungen mittels der Dixon Methode (mDixon Quant). a Patientin mit normaler Leberfettkonzentration von ca. 1 %, hingegen b Patient mit metastasiertem Kolorektalem Karzinom und ausgeprägter Steatosis hepatis von ca. 32 % nach stattgehabter Chemotherapie

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Die T2w-Dixon basiert zumeist auf Spinecho(TSE)-Sequenzen in Kombination mit der Multirepetitionstechnik (Abb. 6b). Die T2w-Dixon wird hierbei durch eine wiederholte Aufnahme mit Verschiebung der Datenakquisition innerhalb der einzelnen Spinechos realisiert. Dies führt zu einer Vergrößerung des minimalen Abstands der einzelnen Echos und kann in einer erhöhten Bildunschärfe resultieren. Prinzipiell können, analog zur T1w-Dixon, „in-phase“, „opposed-phase“, wasser- und fettselektive Messungen generiert werden, jedoch wird die T2w-Dixon in erster Linie dazu genutzt, T2w- und T2w-FS-Bilder simultan in einer Sequenz zu akquirieren, was zu einer Reduktion der absoluten MR-Messzeit führt.

Da das Fettsignal in der Dixon-Technik nicht frequenzselektiv gesättigt wird, ist die Dixon-Methode weitgehend robust gegen Inhomogenitäten des B1-Hochfrequenz-Sendefeldes und des B0-Magnetfeldes und kann so auch bei einem großen „field of view“ (FOV) und in Körperregionen mit starken Suszeptibilitäten verwendet werden [15–17, 33, 45].

T1w-Techniken zur Bestimmung des Fettgehalts

Die MR-Bildgebung zur Quantifizierung des Fettgehalts („fat fraction“ in Prozent) ist einerseits relevant bei der Charakterisierung fokaler Leberläsionen (z. B. Pseudotumoren durch regionale Mehrverfettungsareale, diffuse Lipidspeicherung in Leberadenomen sowie regionale Verfettungen in HCC und in den seltenen Angiomyolipomen der Leber), aber auch in der Diagnostik und Risikostratifizierung der globalen Steatosis hepatis. Die zunehmende Prävalenz der Steatosis hepatis („non-alcoholic fatty liver disease“, NAFLD) in den westlichen Industrieländern und die imminente Gefahr einer Progression zur nichtalkoholischen Steatohepatitis (NASH), die ein erhöhtes Risiko für die Entwicklung einer Leberfibrose und eines Lebermalignoms birgt, begründen die zunehmende Nachfrage für Methoden zur nichtinvasiven Bestimmung des Fettgehalts der Leber [8, 14].

Klassischerweise erfolgt die MR-Bildgebung mit nativen T1w-Doppel-GRE-Sequenzen mit gleich- und gegenphasigen Wasser- und Fettsignalen („in-phase“ und „opposed-phase“). Bei gleichzeitigem Vorhandensein von Fett und Wasser in einem spezifischen Gewebe zeigt sich „in-phase“ eine Summation der jeweiligen Signale (Iso- bis Hyperintensität), hingegen in der Opposed-phase-Bildgebung (Synonym „out of phase“) durch die gegenphasigen Signale der in Wasser und Fett gebundenen Protonen eine absolute Signalreduktion (Hypointensität). Hierbei muss auf die unterschiedlichen spezifischen Echozeiten (TE) bei 1,5 T und 3,0 T geachtet werden (TE in „opposed-phase“ 2,3 ms bei 1,5 T und 1,15 ms bei 3,0 T; „in-phase“ 4,6 ms bei 1,5 T und 2,3 ms bei 3,0 T und deren Mehrfache hiervon bei Multiechomethoden). Anhand von Signalmessungen in “regions of interest“ (ROI) in den In-phase- und Opposed-phase-Aufnahmen lässt sich die Fettfraktion bestimmen, wie u. a. mit Hilfe softwarebasierter Kalkulatoren (http://www-hsc.usc.edu).

Die Doppelgradientenechotechnik berücksichtigt hierbei jedoch nicht den Einfluss möglicher T2*-Effekte. Die Dixon-Methode mit mehreren TE (in der Regel ≥ 6) ermöglicht hingegen die Korrektur von T2*-Einflüssen und erlaubt neben der Rekonstruktion der wasser- und fettselektiven Bilder eine weitgehend exakte Quantifizierung der Fettfraktion [22, 31]. So liefert die Dixon innerhalb eines Atemanhaltemanövers neben der Messung einer parametrischen Kartierung der Fettfraktion („fat fraction map“) simultane quantitative T2*- und R2*-Kartierungen der gesamten Leber (Abb. 7). Mit einer einfachen ROI-Messung lassen sich in den jeweiligen parametrischen Kartierungen direkt der quantitative Messwert ablesen und der radiologische Befund entsprechend der individuellen Indikation aufwerten. Aktuell werden Dixon-Methoden zur hepatischen Fett- und T2*-Quantifizierung für den klinischen Einsatz als modernes Optionspaket von einer Mehrheit der Hersteller angeboten (mDixon Quant [Philips], LiverLab [Siemens], IDEAL IQ [GE]).

Neue MR-Methoden zur Diagnostik der Leberzirrhose

Im Rahmen der chronischen Leberzirrhose kommt es zu einer entzündlichen fibrösen Destruktion der Leberparenchymtextur mit weltweit steigender Inzidenz [14, 49]. Ursächlich sind vorwiegend [58]:

  • Alkoholismus,

  • chronische Virushepatitiden B, C und D,

  • Steatosis hepatitis,

  • Autoimmunhepatitis,

  • primäre biliäre Zirrhose (PBC),

  • primär sklerosierende Cholangitis (PSC),

  • Stoffwechselerkrankungen (z. B. Hämochromatose),

  • exogen induzierte Leberschädigungen (z. B. durch Medikamente) und

  • indirekt im Rahmen einer kardialen Stauungsleber (kardiale Zirrhose).

Die MR-Elastographie (MRE) ist eine moderne, relativ aufwendige Technik, die die Beurteilung der Steifigkeit des untersuchten Gewebes bzw. dessen Schermoduls erlaubt und für die nichtinvasive Diagnose der Leberfibrosierung herangezogen werden kann [34, 36]. Für die MR-Elastographie der Leber werden mechanische Impulse mithilfe einer externen Quelle auf die Leber ausgeübt und in einer synchronen Messung die wellenförmige Ausbreitung dieser Impulse aufgezeichnet. [51]. Ein weiterer Ansatz ist das ursprünglich aus der kardialen Bildgebung kommende Verfahren der T1-Relaxometrie, bei dem quantitative T1-Kartierungen der Leber erstellt werden, und das in ersten Studien einen vielversprechenden Ansatz für die nichtinvasive Diagnostik der Leberzirrhose darstellt [9]. Analog hierzu konnte kürzlich gezeigt werden, dass mithilfe nativer T1ρ-MR-Messungen eine nichtinvasive Stratifizierung der Leberfunktion (nach Child-Pugh) möglich ist und dies visuell in parametrischen T1ρ-Kartierungen für die gesamte Leber dargestellt werden kann (Abb. 8; [3]). Die T1ρ-Zeit („spin-lattice relaxation time in the rotating frame“) beschreibt den Abfall der transversalen Magnetisierung bei einem sehr schwachen B1-Feld in Gegenwart eines sogenannten Spin-lock-Radiofrequenzfeldes, und ist sensitiv für die makromolekulare Zusammensetzung eines Gewebes [3, 57]. Weitere Ansätze zur Diagnostik der Leberfunktion und Leberzirrhose werden in dieser Ausgabe an anderer Stelle beschrieben.

Abb. 8
figure 8

Parametrische T1rho (T1ρ) Kartierungen. a Patient mit einer normalen Leberfunktion, im Unterschied hierzu b Patient mit einer deutlich eingeschränkten Leberfunktion (Child-Pugh Stadium C) mit signifikant erhöhten T1rho-Messwerten (Mit freundl. Genehmigung von T. Allkemper) [3]

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Diffusionsgewichtete MRT der Leber

Die diffusionsgewichtete Bildgebung („diffusion-weighted imaging“, DWI) beruht auf der Brown-Molekularbewegung von Protonen und beschreibt die zelluläre Textur des Gewebes. So weisen u. a. die meisten soliden Malignome eine erhöhte Zellularität auf mit konsekutiver Restriktion der interstitiellen Flüssigkeitsdiffusion [19, 48]. Meistens wird eine Durchführung der DWI mit 2 b-Faktoren von b = 0, 500–1000 angewendet, empfohlen vom ACR werden b-Faktoren von b = 20–50, 400–1000 [2, 48]. Die DWI wird in der klinischen Routine vorwiegend zur Detektion fokaler Leberläsionen verwendet. Es konnte gezeigt werden, dass die Ergänzung des MR-Protokolls um die DWI zu einer verbesserten Detektionsrate fokaler Leberläsionen (wie z. B. Lebermetastasen und HCC) führt [19, 28, 32, 55]. Die Charakterisierung und die Differenzialdiagnose solider Leberläsionen (z. B. zwischen einer Lebermetastase und einem HCC) anhand des berechneten apparenten Diffusionskoeffizienten („apparent diffusion coeffizient“, ADC) ist häufig jedoch nicht möglich. Des Weiteren sollte immer berücksichtigt werden, dass nicht alle Leberläsionen, insbesondere Lebermetastasen und frühe HCC, eine sicher detektierbare Diffusionsrestriktion aufweisen und in der DWI klar zum Vorschein kommen [30].

Grundlage der DWI sind meist T2-gewichtete Echo-planar-imaging(EPI)-Sequenzen, bei denen 2 identische Gradienten symmetrisch um einen 180°-Refokussierungspuls geschaltet werden. Moleküle, die in ihrer Brown-Molekularbewegung eingeschränkt sind (z. B. aufgrund einer erhöhten Zellzahl oder eines Zellödems), erfahren durch den zweiten Gradientenimpuls eine Rephasierung, was zu einer hyperintensen Signalbildgebung führt, wohingegen Moleküle mit starker Diffusion keine vollständige Rephasierung erfahren mit resultierend geringer iso-/hypointenser Signalbildgebung in der DWI. Das Diffusionsausmaß lässt sich anhand des ADC in mm2/s quantifizieren. So weisen beispielsweise Veränderungen mit starker Diffusionsrestriktion einen geringen ADC-Wert auf, der hypointens in parametrischen ADC-Kartierungen dargestellt wird.

Die Qualität der Diffusionsbildgebung hängt im Wesentlichen von der Gradientenamplitude ab (b-Faktor), wobei mindestens 2 b-Werte zur ADC-Berechnung benötigt werden. DWI-Sequenzen werden in der Regel bei Atemtriggerung durchgeführt. Durch die Möglichkeit mehrfacher Akquisitionen („number of acquistion“, NSA/NXA ≥ 4) lassen sich Bewegungsartefakte reduzieren und mitunter eine größere Anzahl an b-Faktoren und eine höhere Ortsauflösung mit potenziell verbessertem Signal-zu-Rausch-Verhältnis aufzeichnen. Alternativ kann die DWI auch in mehreren Atemanhaltemanövern akquiriert werden.

Neben Diffusionseffekten spielen bei niedrigen b-Werten (< 200 s/mm2) kapilläre Perfusionsvorgänge eine wichtige Rolle, die auch als „Pseudodiffusion“ bezeichnet und mit dem Intra-voxel-incoherent-motion(IVIM)-Phänomen beschrieben werden. In aktuellen Studien konnte gezeigt werden, dass moderne IVIM-MR-Messungen zu einer verbesserten Charakterisierung von Leberläsionen und Zirrhose beitragen können sowie manchmal frühe Therapieeffekte im Vergleich zum ADC verbessert ausgedrückt werden [12, 38].

MR-Software zur Lebersegmentierung und strukturierten Befundung

Mithilfe moderner semiautomatischer Auswertungssoftware lassen sich aktuell innerhalb von Sekunden bis wenigen Minuten eine Vielzahl an relevanten Leberparametern bestimmen (u. a. mit IntelliSpace Portal [Philips], syngo.via [Siemens], Advantage Workstation [GE], mint Liver [Mint Medical], MDS [MeVis iNtuitition [TeraRecon]). Hierbei kann die semiautomatische Lebervolumetrierung mit entsprechenden Leberlappen- und Segmenteinteilungen äußerst hilfreich zur Operations- bzw. Interventionsplanung für den Chirurgen und den interventionellen Radiologen sein (Abb. 9a). Des Weiteren erlauben moderne Softwarelösungen eine deutliche Vereinfachung bei der strukturierten Befundung im Rahmen des Stagings wie TNM-Klassifikation und Liver Imaging Reporting and Data System (LI-RADS) für HCC sowie des Therapiemonitorings gemäß Response Evaluation Criteria In Solid Tumors (RECIST) oder „modified RECIST“ (mRECIST) für HCC (u. a. mit mint Lesion [Mint Medical], OsiriX PRO [Aycon]). Mithilfe dedizierter Texturanalysen lassen sich zudem physiologische Parameter wie der Nekrosegrad (in Prozent) von Lebertumoren entsprechend den dreidimensionalen quantitativen EASL-Kriterien berechnen (Abb. 9b).

Abb. 9
figure 9

Post-processing Software zur Lebersegmentierung und Therapiebeurteilung. a Semi-automatische Lebervolumetrie und Einteilung der Lebersegmente, sowie b Texturanalyse zur Quantifizierung des vitalen (blau-grün) zum nicht perfundierten nekrotischen (blank) Tumorgewebe, entsprechend den quantitativen EASL (qEASL)-Kriterien (IntelliSpace Portal (ISP); b) (Mit freundl. Genehmigung von Prof. Dr. Jeff Geschwind und Dr. Julius Chapiro, Johns Hopkins Hospital, Baltimore, USA)

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Bei der strukturierten Beurteilung von Befunden im Rahmen der Leberzirrhose und HCC kommt es zu einer zunehmenden klinischen Etablierung des Liver Imaging Reporting and Data System (LI-RADS; http://www.acr.org/quality-safety/resources/LIRADS). Die LI-RADS-Kriterien unterstützen bei der Befundanalyse und Diagnose von HCC und erlauben durch die Einführung einer einheitlichen Terminologie eine verbesserte Kommunikation mit dem zuweisenden Kliniker. So werden Leberläsionen anhand verschiedener Bildgebungsparameter, wie Tumorgröße, arterielle KM-Anreicherung und/oder Wash-out-Phänomen, in 5 Hauptkategorien eingeteilt (LR-1 bis LR-5), wobei beispielsweise ein Regeneratknoten zu LR-2 (sehr wahrscheinlich benigne) und ein klassischer HCC-Herd zu LR-5 (sicher maligne) zugeordnet werden.

Fazit

  • Die MRT der Leber ermöglicht eine hervorragende Diagnostik fokaler und diffuser Lebererkrankungen.

  • Durch die Fortschritte auf dem Gebiet der MR-Hardware, MR-Sequenzen, MR-Kontrastmittel, Auswertesoftware und Beurteilungskriterien bedarf es einer stetigen Aktualisierung der MR-Protokolle für eine moderne State-of-the-art Leberbildgebung.

  • Neu eingeführte MR-Sequenztechniken ermöglichen u. a.:

    • eine verbesserte Bildqualität bei teilweise absolut verkürzter Scanzeit (wie mit Dixon),

    • die vereinfachte Diagnostik quantitativer Biomarker (wie der Fettfraktion bei der Steatosis hepatis),

    • die semiautomatische Bildanalyse (wie zur Lebervolumetrierung) und

    • eine strukturierte Befundung (wie mit LI-RADS).