Magnetresonanztomographie

Die Magnetresonanz wurde 1946 von PURCELL und BLOCH entdeckt, und 1982 wurden die ersten Kernspintomographen in Kliniken in den USA installiert (WORTMAN 1986).

Bei der Magnetresonanztomographie werden ebenfalls Schichtaufnahmen des Körpers angefertigt. Das Verfahren nutzt die Eigenschaft von Protonen, sich um ihre eigene Achse zu drehen (Spin), womit sie einen Dipolcharakter sowie magnetische Eigenschaften bekommen und dadurch von externen Magnetfeldern und elektromagnetischen Wellen beeinflusst werden können (SCHMIDT et al. 2005). Die MRT-Graustufen basieren auf der Reaktion von Wasserstoffprotonen in einem äußeren Magnetfeld nach Anregung durch einen Hochfrequenz-Impuls (TIDWELL u. JONES 1999).

Es gibt drei Parameter, die den Bildkontrast bestimmen: die Protonendichte, die T1-Zeit und

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Verhalten von angeregten Protonen nach Abschaltung des HF-Impulses (BRÜHSCHWEIN et al. 2006). Dabei beschreibt die T1-Relaxation (= longitudinale Relaxation) die Wiederausrichtung der Spins an das äußere Magnetfeld unter Abgabe von Energie. Die Zeit T1, in der dieser Vorgang abläuft, ist gewebsspezifisch. Die abgegebene Energie kann als Signal gemessen und in Bildinformation umgesetzt werden (SCHMIDT et al. 2005). Die T2-Relaxation (= transversale T2-Relaxation) beschreibt den Magnetisierungsverlust aufgrund der Dephasierung von Spins durch Spin-Spin-Wechselwirkungen ohne Abgabe von Energie an die Umgebung. Das MR-Signal reduziert sich mit Abnahme der transversalen Magnetisierung (WEISHAUPT et al. 2003). Auch die Zeit T2, in der der Verlust der transversalen Magnetisierung erfolgt, ist gewebsabhängig (SCHMIDT et al. 2005).

Durch unterschiedliche Einstellung der Untersuchungsparameter Repetitionszeit (= TR, Zeit zwischen zwei Anregungen) und Echozeit (= TE, Zeit zwischen Anregung und Messung) können T1- oder T2-gewichtete Bilder erstellt werden (BRÜHSCHWEIN et al. 2006). Kurze TR (< ca. 600 ms) bei kurzer TE (< ca. 30 ms) ergibt T1-gewichtete Bilder, lange TR (> ca.

1500 ms) bei langer TE (> ca. 60 ms) resultiert in T2-gewichteten Bildern (WEISHAUPT et al. 2003). In T1-gewichteten Aufnahmen erscheint Gewebe mit kurzer T1-Zeit (z.B. Fett, weiße Hirnsubstanz) heller, mit langer T1-Zeit (z.B. Muskeln, Knorpel und Knochen) dagegen dunkler. Bei T2-gewichteten Bildern werden Gewebe mit langer T2-Zeit (z.B.

Liquor cerebrospinalis) heller, mit kurzer T2-Zeit dunkler dargestellt (SHORES 1993, SCHMIDT et al. 2005). Die Abbildungen 3 und 4 zeigen den Einfluss von TR bzw. TE auf die Signalintensität von unterschiedlichen Geweben.

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Abbildung 3: T1-Kurven von Fett, Gehirnparenchym und Liquor zur Darstellung des relativen Effekts der TR auf die Signalintensität (aus TIDWELL u. JONES 1999) – bei langer TR ist der Unterschied in der Signalintensität der drei Gewebe minimal, so dass die T1-Relaxation nur einen geringen Einfluss auf den Bildkontrast hat; bei kurzer TR dagegen ist der Unterschied in der Signalintensität der drei Gewebe größer, es resultiert daraus ein besserer T1-Kontrast. In T1-gewichteten Bildern gibt Fett das höchste Signal, gefolgt von Gehirnparenchym und dann Liquor.

Abbildung 4: T2-Kurven von Fett, Gehirnparenchym und Liquor zur Darstellung des relativen Effekts der TE auf die Signalintensität (aus TIDWELL u. JONES 1999) – bei kurzer TE sind die Unterschiede in der Signalintensität der drei Gewebe gering, so dass die T2-Relaxation nur einen geringen Einfluss auf den Bildkontrast hat; bei langer TE ist der Unterschied in der Signalintensität höher, woraus ein besserer T2-Kontrast resultiert. In T2-gewichteten Bildern ist die Signalintensität von Liquor am höchsten, gefolgt von Gehirngewebe und dann Fett.

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Bei protonengewichteten Sequenzen wird der Einfluss von T1 und T2 mittels langer TR und kurzer TE möglichst gering gehalten (SCHMIDT et al. 2005). Sie sind zur Darstellung von Strukturen mit geringer Signalintensität geeignet (WEISHAUPT et al. 2003). Da sich Liquor und freie Flüssigkeiten in diesen Sequenzen dunkel darstellen, können sie beispielsweise bei der Abgrenzung von Gehirnventrikeln zu periventrikulären pathologischen Hyperintensitäten (= Aufhellungen im Vergleich zu gesundem Gewebe) helfen (TIDWELL u. JONES 1999).

Neben den genannten Untersuchungssequenzen können bei der MRT auch Bilder mit selektiver Fettsignal- (= STIR) oder Wassersignalunterdrückung (= FLAIR) angefertigt werden (BRÜHSCHWEIN et al. 2006). FLAIR-Sequenzen kommen, wie die protonengewichteten Sequenzen, besonders bei der Diagnostik ventrikelnaher Läsionen zum Einsatz, da das Liquorsignal unterdrückt wird. STIR-Sequenzen dienen dazu, einen stärkeren Kontrast zwischen Fett und Flüssigkeiten (wie z.B. Liquor) zu erhalten (TIDWELL u. JONES 1999).

Um die Signalintensität zu optimieren, kommen verschiedene HF-Spulen zum Einsatz. Diese werden so nahe wie möglich an die zu untersuchende Körperregion gebracht und dienen entweder als Signalgeber und –empfänger oder nur als Signalempfänger (WEISHAUPT et al.

2003).

Die genauen technischen Grundlagen der MRT werden zahlreich beschrieben (WORTMAN 1986, BAILEY 1990, KORNEGAY 1990, SHORES 1993, THOMSON et al. 1993, TIDWELL u. JONES 1999, SCHMIDT et al. 2005, BRÜHSCHWEIN et al. 2006).

Auch für die MRT-Untersuchung des Gehirns ist eine Allgemeinanästhesie nötig, und die Tiere werden in der Regel in Brust-Bauch-Lage mit nach caudal gestreckten Gliedmaßen und mit dem Kopf voran gelagert, wobei eine symmetrische Lagerung für die Interpretation der Bilder wichtig ist (THOMSON et al. 1993, SHORES 1993, KRAFT u. GAVIN 1999). Bei Verwendung einer Spule sollte diese möglichst dicht am Körper angebracht und im Magnetfeldmittelpunkt positioniert werden. Der zu untersuchende Bereich wird möglichst in der Spulenmitte gelagert, um das Signal zu maximieren (BRÜHSCHWEIN et al. 2006).

Am häufigsten werden zur Untersuchung des Gehirns T1-, T2- und Protonengewichtete Spinecho-Sequenzen, gefolgt von T1-gewichteten Bildern nach Kontrastmittelgabe angefertigt (TUCKER u. GAVIN 1996, KRAFT u. GAVIN 1999). Üblicherweise werden Bilder in transversaler, dorsaler und/oder sagittaler Ebene mit einer Schichtdicke von 3-5 mm

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erstellt. Die Einrichtung der Scanebenen erfolgt anhand eines Scouts (Übersichtsbildes), um das Gehirn bei der Untersuchung vollständig erfassen zu können (KRAFT et al. 1989, THOMSON et al. 1993, SHORES 1993, HUDSON et al. 1995, KRAFT u. GAVIN 1999).

Bei MRT-Untersuchungen kommen als Kontrastmittel paramagnetische Substanzen zum Einsatz (BRONEN u. SZE 1990). Im Allgemeinen wird Gd-DTPA (ein Chelat aus Gadolinium und Diäthylentriaminpentaacetat) in einer Dosis von 0,1-0,3 mmol pro kg Körpermasse intravenös verwendet (KRAFT et al. 1989, THOMSON et al. 1993, BRÜHSCHWEIN et al. 2006). Der Vorteil liegt in der geringen Toxizität und einer niedrigen effektiven Dosis (RUNGE et al. 1988, BRONEN u. SZE 1990). Sich mit Kontrastmittel anreichernde Strukturen erscheinen in T1-gewichteten MRT-Bildern aufgrund einer Verkürzung der Relaxationszeit benachbarter Wasserstoffprotonen heller (TIDWELL u.

JONES 1999).

Die Anatomie von Hund bzw. Katze im MRT-Bild wird vielfach beschrieben (BUONANNO et al. 1982, KRAFT et al. 1989, THOMSON et al. 1993, HUDSON et al. 1995, KII et al.

1997).

Nach BOUNANNO et al. (1982) lassen sich das ventrikuläre System, der Subarachnoidalraum, Nucleus caudatus und Thalamus gut identifizieren. Graue und weiße Gehirnsubstanz sind, in T2-gewichteten Sequenzen deutlicher als in T1-gewichteten, voneinander abgrenzbar (KRAFT et al. 1989, HUDSON et al. 1995). Außerdem können laut HUDSON et al. (1995) Großhirn, Kleinhirn und der Hirnstamm sowie in T2-gewichteten Sequenzen die Pedunculi cerebellares, die Substantia nigra und die Pyramiden bestimmt werden. KRAFT et al. (1989) beschreiben zusätzlich die Darstellbarkeit von Falx cerebri, Tentorium cerebelli, Corpus callosum, Adhäsio interthalamica, rostrale und caudale Colliculi, Tectum und Tegmentum mesencephali, Pons und Vermis cerebelli. ASSHEUER und SAGER (1997) bezeichnen auch verschiedene Gyri und Sulci.

In T1-gewichteten Bildern stellt sich das mit Liquor gefüllte ventrikuläre System schwarz und Fett weiß dar. Die weiße Substanz des Gehirns erscheint heller als die graue Substanz.

In T2-gewichteten Bildern dagegen sind Liquor und Fett weiß und die graue Substanz wird heller als die weiße Substanz dargestellt (THOMSON et al. 1993). Dichter Knochen und Luft erscheinen schwarz (TUCKER u. GAVIN 1996). Blutgefäße sind aufgrund des

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Effektes in der Regel schwarz, außer bei sehr langsamem Blutfluss oder über eine längere Strecke in der Schicht verlaufenden Gefäßen (WEISHAUPT et al. 2003).

Auch die in der MRT eingesetzten Kontrastmittel passieren die intakte Blut-Hirn-Schranke nicht (BRONEN u. SZE 1990, HOLLAND 1993). Zusätzlich zu den schon bei der CT beschriebenen Strukturen zeigen nach BRONEN und SZE (1990) in der MRT auch Sinus cavernosus, kleine überwiegend venöse Blutgefäße und die intracavernösen Anteile der III.

bis VI. Gehirnnerven sowie inkonsistent die Falx cerebri und das Tentorium cerebelli eine Anreicherung.

Laut KRAFT und GAVIN (1999) wird die Kernspintomographie im Allgemeinen wegen ihrer extrem guten Sensitivität bei Veränderungen des Weichteilgewebes als bessere Methode zur intrakraniellen Diagnostik akzeptiert. Sie hat den Vorteil einer sehr hohen Weichgewebeauflösung, weshalb mit ihrer Hilfe auch subtile Veränderungen und Läsionen ohne Kontrastanreicherung dargestellt werden können, die mittels CT gegebenenfalls nicht erkennbar sind (LECOUTEUR 2001, 2003). Der gute Weichteilkontrast ist begründet in einer Differenzierung der Signalintensität aufgrund von verändertem Gewebswassergehalt und anderen subtilen biochemischen und biophysikalischen Prozessen, so dass aus pathologisch verändertem Gewebe abnorme Graustufen resultieren (KRAFT u. GAVIN 1999). GILMAN (1998a) zufolge sind die Vorteile der MRT die fehlende ionisierende Strahlung, die Möglichkeit der Messung in allen Körperebenen, der hohe Weichteilkontrast und die Sensitivität der Darstellung von Blutfluss und Gewebsödemen. Nachteile der MRT sind dagegen die höheren Anschaffungskosten und die sehr viel längere Untersuchungsdauer.

Außerdem ist die Darstellung von Knochen und Luft aufgrund mangelnder Protonen in der Luft bzw. fehlender Relaxationsmöglichkeit der Protonen im harten Knochen unzureichend (TUCKER u. GAVIN 1996).