Metallartefakte in der MRT
Entstehung der Artefakte
Magnetische Suszeptibilität. Der menschliche Körper besteht aus einer Vielzahl von Gewebearten, die eine unterschiedliche Magnetisierbarkeit, die sog. magnetische Suszeptibilität aufweisen [3]. Dabei wird zwischen dia-, para- und ferromagnetischen Substanzen unterschieden (Tab. [1]). Diamagnetische Substanzen, die im menschlichen Körper am häufigsten vorkommen, schwächen ein von außen einwirkendes Magnetfeld leicht ab, paramagnetische Substanzen verstärken es und ferromagnetische Substanzen wie Eisen oder Kobalt verstärken es beträchtlich, was zu starken Verzerrungen des Magnetfeldes und damit einhergehenden schweren Bildartefakten führt.
Tabelle 1
Magnetische Suszeptibilität.
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Substanzklasse
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Beispiele
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Effekt auf Magnetfeld
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diamagnetisch
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Kalzium, Wasser, meiste organische Substanzen
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leichte Abschwächung
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paramagnetisch
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Titan, Luft, Gadolinium-Kontrastmittel, einzelne Blutabbauprodukte
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leichte Verstärkung
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ferromagnetisch
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Eisen, Kobalt-Chrom, Nickel
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deutliche Verstärkung mit resultierend starker Verzerrung
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Am stärksten wird das Magnetfeld durch ferromagnetische Substanzen wie Eisen oder Kobalt verändert.
Implantatmaterial. Während ein Teil der modernen medizinischen Implantate aus Titan besteht, werden auch noch heute viele ferromagnetische Implantate verwendet, z. B. Kobalt-Chrom-Legierungen, die mit entsprechend starken Artefakten in der MRT einhergehen. Auch Bohrer aus rostfreiem Stahl sind häufig ferromagnetisch. Wenn eine Bohrerspitze während einer Operation abbricht und nicht aus dem Knochen entfernt werden kann, wird dies zum Problem bei anschließenden MRT-Untersuchungen, da durch das ferromagnetische Material starke Metallartefakte im Bild entstehen (Abb. [1]).
Abb. 1 Einfluss der magnetischen Suszeptibilität auf das Ausmaß der Metallartefakte in der MRT. a Bei Status nach Kreuzbandplastik ist eine abgebrochene Bohrerspitze aus Edelstahl (Pfeilspitze) im distalen Femur auf dem Röntgenbild abgrenzbar. Im korrespondierenden koronaren MRT-Bild sind schwere Metallartefakte mit Kleeblatt-Morphologie (Pfeile) vorhanden, da das Material der Bohrerspitze stark ferromagnetisch ist. b Nach Implantation einer Knieprothese ist zwar viel mehr Metall am Kniegelenk vorhanden – hier wurde jedoch Titan als Material verwendet. Dieses ist paramagnetisch, womit sehr viel geringere Artefakte im koronaren MRT-Bild vorhanden sind und sogar Osteolysezonen (*) angrenzend an das Metall abgrenzbar sind.
Implantatgeometrie. Eine weitere Rolle spielt die Geometrie des verwendeten Implantates. Eine einfache Plattenosteosynthese führt beispielsweise zu weniger Implantaten als eine Gelenkprothese.
Magnetfelder. Während einer MRT-Untersuchung sind viele Magnetfelder vorhanden, die durch Metallimplantate gestört werden können [4]:
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das statische Magnetfeld (B0), das konstant im Gerät vorhanden ist
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der elektromagnetische Anregungspuls (B1), der durch die Radiofrequenzspule generiert wird
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die Gradienten-Magnetfelder in den 3 Ebenen des Raums (Gx, Gy, Gz), welche die selektive Anregung einer Körperregion ermöglichen und die räumliche Information des Signals codieren
Metallimplantate führen zu Verzerrungen in allen diesen Magnetfeldern mit entsprechend teils stark reduzierter Bildqualität.
Typen der Artefakte
Die Metallartefakte in der MRT können in verschiedene Grundtypen eingeteilt werden [3]:
Signalverlust und -stapelung. Ein Signalverlust entsteht z. B. aufgrund der Dephasierung von Spins im Rahmen der großen Frequenzvariationen des Magnetfeldes, während sich das Bildsignal bei der Signalstapelung aus verschiedenen Arealen an einer falschen Stelle kumulieren kann.
Geometrische Distorsion. Bei der geometrischen Distorsion wird ein Voxel mit einer bestimmten Bildinformation einer inkorrekten anatomischen Lokalisation zugewiesen, was zu Verzerrungen im erhaltenen Bild führt.
Fettunterdrückung. Besonders anfällig sind zudem Sequenzen mit frequenzselektiver Fettunterdrückung. Eine solche ist bei Patienten mit Metallimplantaten häufig ungenügend, was sich in einer fehlenden oder inhomogenen Fettunterdrückung in bestimmten Bildarealen zeigt (Abb. [2]), wobei die Areale direkt um das Metallimplantat besonders beeinträchtigt sind.
Abb. 2 Die spektrale Fettsaturierung ist sehr anfällig für Metallartefakte. Axiale T1w fettsaturierte MRT-Sequenz der Lendenwirbelsäule mit Versagen der Fettunterdrückung (Pfeile) bei einem Patienten mit Spondylodese.
Ursprungsbildebene. Zudem werden Metallartefakte, die aus der Bildebene selbst stammen, von solchen Metallartefakten unterschieden, welche aus benachbarten Ebenen auf die Bildebene einwirken. Während herkömmliche Strategien zur Artefaktkorrektur vor allem die Artefakte aus derselben Bildebene korrigieren, ist mittels fortgeschrittener MRT-Sequenzen auch die zusätzliche Artefaktkorrektur aus den benachbarten Ebenen möglich.
Einfache Artefaktkorrektur
Bei den Methoden zur Artefaktkorrektur wird zwischen einfachen und fortgeschrittenen Verfahren unterschieden (Tab. [2]).
Tabelle 2
Artefaktkorrektur in der MRT.
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Technik
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Limitation
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Einfache Techniken
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Erhöhung der Empfängerbandbreite
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beschränkter Effekt, insbesondere bei Fettsaturierung
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1,5T- statt 3T-Gerät verwenden
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logistische Verfügbarkeit
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dünne Schichten
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niedriges SNR, lange Akquisitionszeit
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Einsatz von Turbo-Spin-Echo-Sequenzen
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beschränkter Effekt, insbesondere bei Fettsaturierung
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STIR statt spektrale Fettsaturation
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niedriges SNR, versagt bei Gelenkprothese
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Fortgeschrittene Techniken
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STIR mit optimiertem Inversionspuls (STIR WARP)
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versagt direkt an Metall-Knochen-Grenze
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Dixon-Technik
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versagt direkt an Metall-Knochen-Grenze
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View-Angle-Tilting (VAT)
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Bildunschärfe
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SEMAC/MAVRIC
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lange Akquisitionszeiten
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Gerätewahl: 1,5 T vs. 3 T
Metallartefakte sind direkt proportional zur Stärke des Magnetfeldes, was sich in einer deutlich schlechteren Bildqualität bei 3 T im Vergleich zu 1,5 T zeigt (Abb. [3]). Auch bei 3 T gibt es eine Vielzahl von Techniken, um Metallartefakte zu reduzieren, jedoch startet man auf einem massiv höheren Artefaktniveau und muss deutlich potentere Techniken einsetzen, um eine ähnliche Bildqualität wie bei 1,5 T zu erreichen. Daher sollte man Patienten mit Metallimplantaten bei 1,5 T untersuchen.
Abb. 3 Einfluss der Feldstärke auf die Metallartefakte: Sagittale protonengewichtete Sequenz mit erhöhter Empfängerbandbreite bei Patienten mit Knie-TEP im 1,5 T-MRT (a) und 3T-MRT (b). Bei 3 T sind deutlich größere Artefakte vorhanden.
Je stärker das Magnetfeld, desto ausgeprägter sind die Metallartefakte.
Erhöhung der Bandbreite
Empfängerbandbreite. Die Erhöhung der Empfängerbandbreite ermöglicht es zwar, die Signalverschiebungen in der Ausleserichtung zu reduzieren, geht aber mit einer verminderten Effizienz des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses (SNR) einher [3]. Erhöht man die Empfängerbandbreite um 100 Hz/Pixel auf 400 Hz/Pixel, reduziert dies bereits die Artefakte. Empfehlenswert ist es jedoch, die Empfängerbandbreite insbesondere bei der MRT von Patienten mit Gelenkprothesen auf Werte bis 500 – 800 Hz/Pixel zu erhöhen. Allerdings stößt man mit dieser Methode zur Artefaktkorrektur rasch an Grenzen – insbesondere bei ferromagnetischen Materialien oder bei fettsaturierten Sequenzen sind meist starke Restartefakte vorhanden.
Für Patienten mit Gelenkprothesen sollte die Empfängerbandbreite auf Werte bis 500 – 800 Hz/Pixel erhöht werden.
Bandbreite des Anregungspulses. Auch die Bandbreite des Anregungspulses kann erhöht werden, um Metallartefakte zu reduzieren. Diese Technik ist in einzelnen der modernen Sequenzen als Bestandteil zur Artefaktreduktion enthalten, kann jedoch teilweise auch als separate Technik eingesetzt werden.
Schichtdicke und Voxelgröße
Das Verwenden dünnerer Schichten erlaubt es, einen Teil der Bildartefakte aus benachbarten Schichten zu verringern. Auch eine Verkleinerung der Voxelgröße durch Erhöhen der Bildmatrix trägt infolge einer Verminderung der Spin-Dephasierung innerhalb des Voxels zu einer Reduktion der Metallartefakte bei.
Sowohl dünnere Schichten als auch eine kleinere Voxelgröße sind jedoch mit einer längeren Messzeit und einer SNR-Reduktion verbunden. Zudem wird die anatomische Abdeckung der zu untersuchenden Region limitiert. Deshalb empfiehlt sich zur vollständigen Darstellung auch der Peripherie des Untersuchungsgebietes z. B. der Einsatz von einzelnen Sequenzen mit dünnen Schichten in Kombination mit anderen Sequenzen, die eine größere Schichtdicke aufweisen – am besten wird dies kombiniert mit weiteren Methoden der Artefaktreduktion.
Einsatz von Turbo-Spin-Echo-Sequenzen
Während Gradienten-Echo-Sequenzen für eine Vielzahl von Anwendungen in der muskuloskelettalen Bildgebung vorteilhaft sind, werden sie in der Metallbildgebung nicht eingesetzt, da sie aufgrund der ausgeprägten Artefakte oft nicht diagnostisch sind. Hingegen sind Turbo-Spin-Echo-Sequenzen gut geeignet, um Metallartefakte zu reduzieren, da diese Sequenzen multiple 180°-Refokussierungspulse aufweisen, was zu einer Verringerung der durch die Feldverzerrung verursachten Dephasierung der Spins führt.
Gradienten-Echo-Sequenzen sollten in der Metallbildgebung nicht eingesetzt werden.
Fettunterdrückung
Flüssigkeitssensitive Sequenzen werden in der muskuloskelettalen Radiologie sehr häufig eingesetzt, um pathologische Befunde im Knochen und in den Weichteilen zu beurteilen. Allerdings ist die Fettunterdrückung bei Metallimplantaten vielfach ungenügend [3], insbesondere wenn eine spektrale Fettsaturierung verwendet wird (Abb. [4]). Bei der spektralen Fettsaturierung macht man sich die unterschiedliche Resonanzfrequenz der fett- und wassergebundenen Protonen zunutze: Ein zusätzlich angelegter Radiofrequenzpuls unterdrückt hier normalerweise das Fettsignal. Bei metallinduzierten Verzerrungen im Magnetfeld reicht der angelegte Radiofrequenzpuls jedoch nicht aus, um das Fettsignal adäquat zu unterdrücken und es resultiert eine inhomogene Fettsaturation.
Abb. 4 Patient mit Ligamys-Schraube (*) zentral im Tibiakopf nach Kreuzbandplastik. a In der axialen protonengewichteten Sequenz mit spektraler Fettsaturierung ist ein fast vollständiges Versagen der Fettunterdrückung sichtbar. Lediglich im posterolateralen Aspekt des Bildes (Pfeile) sind Areale mit guter Fettunterdrückung sichtbar. b In der axialen STIR-Sequenz mit optimiertem Inversionspuls (STIR WARP) ist hingegen eine gute Fettunterdrückung über das gesamte Bild vorhanden.
Eine Möglichkeit, um in der Metallbildgebung eine homogene Fettunterdrückung zu erreichen, ist das Verwenden von STIR-Sequenzen. Im Gegensatz zur spektralen Fettsaturierung basiert die STIR-Sequenz nicht auf Frequenzunterschieden, sondern auf der unterschiedlichen T1-Relaxationszeit von Fett und Wasser. Durch Anlegen eines 180°-Inversionspulses wird die longitudinale Magnetisierung sowohl der fett- als auch der wassergebundenen Protonen invertiert. Da Fett eine deutlich kürzere Relaxationszeit als Wasser aufweist, kann die Anregung der wassergebundenen Protonen just zu dem Zeitpunkt durchgeführt werden, an dem die fettgebundenen Protonen von der negativen zur positiven longitudinalen Magnetisierung wechseln und somit einen Wert von 0 aufweisen. Es resultiert eine selektive Anregung wassergebundener Protonen, die auch bei Patienten mit Metallimplantaten recht zuverlässig funktioniert, insbesondere einige Zentimeter vom Metall entfernt. Eine Kombination von STIR-Sequenz und erhöhter Bandbreite potenziert die Reduktion der Metallartefakte, wobei die Methode jedoch in Arealen, die direkt an das Metall angrenzen, nur eingeschränkt oder gar nicht mehr funktioniert.
Fortgeschrittene Techniken
Seit einigen Jahren sind neuere Sequenzen zur Reduktion von Metallartefakten verfügbar, die teilweise spezifisch für diesen Zweck entwickelt oder optimiert wurden. Diese sind mit einem erhöhten technischen Aufwand verbunden und müssen z. T. separat vom Gerätehersteller erworben werden. Die wichtigsten dieser neueren Techniken werden im Folgenden vorgestellt.
STIR mit optimiertem Inversionspuls
Wenn der Inversions- und der Anregungspuls unterschiedliche Bandbreiten aufweisen, ist das Ausmaß der Verzerrung der beiden Pulse unterschiedlich und die Fettunterdrückung folglich ungenügend. Dies kann man verhindern, indem man für beide Pulse die identische Bandbreite verwendet und hierfür eine hohe Bandbreite wählt (Abb. [5]). Während die räumliche Verzerrung dadurch zwar nur mäßig reduziert wird, hat der Einsatz der STIR-Sequenz mit optimiertem Inversionspuls (sog. STIR WARP) einen guten Effekt auf die Homogenität der Fettunterdrückung [5]. Dies zeigt sich insbesondere in einem deutlich größeren Areal mit korrekter Fettunterdrückung als bei Verwendung einer Standard-STIR-Sequenz. Zudem funktioniert die STIR-Sequenz mit optimiertem Inversionspuls auch bei kurzen Akquisitionszeiten recht stabil.
Abb. 5 Methoden zur MRT-Artefaktreduktion bei Fettunterdrückung und implantierter Hüft-TEP. a Bereits mit Erhöhung der Empfängerbandbreite kann häufig eine diagnostische Bildqualität erreicht werden. Wie diese koronare STIR-Sequenz mit erhöhter Empfängerbandbreite zeigt, sind jedoch mit dieser Methode mehrere Areale mit ungenügender Fettunterdrückung (Pfeil) um die Prothesenpfanne vorhanden. b Wenn zusätzlich ein optimierter STIR-Inversionspuls angewendet wird (STIR WARP), sind zwar noch Artefaktareale um die Prothesenpfanne abgrenzbar (Pfeil), jedoch deutlich kleiner.
Die STIR-Sequenz mit optimiertem Inversionspuls ist vielseitig in der klinischen MRT-Diagnostik einsetzbar und führt bei den meisten Implantaten zu einer homogenen Fettunterdrückung.
Dixon-Technik
Ähnlich wie die spektrale Fettsaturierung basiert auch die Dixon-Sequenz auf einer unterschiedlichen Resonanzfrequenz von fett- und wassergebundenen Protonen. Eine Fettunterdrückung wird hier jedoch direkt auf molekularer Ebene erreicht, da die Technik darauf basiert, dass die Spins von fett- und wassergebundenen Protonen eine unterschiedliche Präzessionsfrequenz aufweisen [6]. Somit sind zu bestimmten Zeitpunkten die Fett- und Wasser-Spins gleichgerichtet (engl. „in-phase“) oder entgegenwirkend („opposed-phase“). Diese beiden Phasen können gemessen werden, und anschließend werden daraus ein Fett-Bild und ein Wasser-Bild errechnet. Diese Technik ist insgesamt zwar wenig anfällig auf Inhomogenitäten des Hauptmagnetfeldes und des Anregungspulses, versagt jedoch typischerweise direkt am Metall-Gewebe-Übergang und zieht auch eine verlängerte Bildakquisition und Bildrekonstruktion nach sich (Abb. [6]). Ein Vorteil der Dixon-Technik ist jedoch ein besseres SNR sowie eine höhere Auflösung als mit der STIR-Technik.
Abb. 6 Patient mit breitflächig durchbauter Arthrodese des oberen Sprunggelenks. a Im seitlichen Röntgenbild sind eine Platte und multiple Osteosyntheseschrauben sichtbar. b Mittels Dixon-Technik (hier mit T1-Gewichtung nach i. v. Kontrastmittelapplikation) wurde eine sagittale Sequenz akquiriert, von welcher hier das Wasserbild wiedergegeben wird. Mittels Dixon-Technik sind direkt um das Osteosynthesematerial teils deutliche Restartefakte vorhanden (Pfeil), jedoch weist der Rest des Bildes eine gute und homogene Fettunterdrückung auf.
View-Angle-Tilting (VAT)
Beim View-Angle-Tilting (VAT) wird während des Auslesens des MRT-Signals ein zusätzlicher Kompensationsgradient eingeschaltet, der den Winkel des Auslesens dreht. Die VAT-induzierte Verzerrung kompensiert hierbei jene durch das Metall induzierte Verzerrung oder hebt diese zumindest teilweise auf [3].
VAT kann gut in Kombination mit anderen Techniken zur Artefaktreduktion verwendet werden und hat den großen Vorteil, dass die Akquisitionszeit nicht verlängert wird.
Allerdings kommt es durch das VAT an den Grenzstellen zwischen verschiedenen Gewebearten zu einer teils deutlichen Bildunschärfe, je nachdem, welche räumliche Orientierung diese aufweisen. Deshalb muss das Ausmaß der VAT-Korrektur sorgfältig mit dem Bildeindruck abgewogen werden.
Ebenen-übergreifende Artefaktkorrektur
Multi-spektrale Techniken wie „Slice encoding for metal artifact correction“ (SEMAC) und „Multi-acquisition variable-resonance image combination“ (MAVRIC) messen für jede Bildschicht ein dreidimensionales Volumen (Abb. [7]).
Abb. 7 Schematische Darstellung der Artefaktkorrektur nur innerhalb der Bildebene (links) und der ebenenübergreifenden Artefaktkorrektur (rechts). Bei der ersten Methode wirken noch deutliche Artefakte aus benachbarten Ebenen auf die Bildebene ein (links). Diese Artefakte werden bei der zweiten Methode (rechts) für jedes einzelne Bild mit einem dreidimensionalen Datensatz gemessen und bei der Bildkorrektur unterdrückt.
Die multispektralen Techniken erlauben es, die aus den benachbarten Ebenen auf die Bildebene einwirkenden Metallartefakte zu messen und zu unterdrücken (sog. Through-Plane-Correction).
SEMAC. SEMAC basiert auf einer Spin-Echo-Sequenz, die eine zusätzliche Phasencodierung entlang der Schichtselektion durchführt [7]. Bildschichten, die durch ein Metallimplantat dreidimensional verzerrt sind (ähnlich der Wölbung von Kartoffelchips), können so in eine flache Form zurücktransformiert werden, die der korrekten anatomischen Darstellung entspricht (Abb. [8]). Um gleichzeitig die Artefakte innerhalb der Bildebene zu korrigieren, wird SEMAC häufig in Kombination mit VAT verwendet (Abb. [9]).
Abb. 8 Pfannenlockerung bei Hüft-TEP mit Polyethylenabrieb. Ein koronares STIR-Bild zeigt den potenten Einsatz der SEMAC-Technik zur ebenenübergreifenden Artefaktkorrektur. Um das Prothesenmaterial sind beinahe keine Restartefakte mehr sichtbar. Gut dargestellt sind hingegen die Synovitis (*) im Hüftgelenk, der Osteolysesaum um die Prothesenpfanne (Pfeil) und ein fokales Knochenmarködem kranial angrenzend an die Pfanne (Pfeilspitzen).
Abb. 9 Stressreaktion nach Hüft-TEP. a Die koronare STIR-SEMAC-Sequenz zeigt ein Knochenmarködem (*) am proximalen Femurschaft, das sich deutlich vom normalen Knochenmarksignal (#) auf Höhe der Prothesenschulter unterscheidet. b Die axiale STIR-Sequenz mit optimiertem Inversionspuls (STIR WARP) auf Höhe des proximalen Femurschaftes zeigt Ödemzonen sowohl im Knochenmark (*) als auch ventral am Periost (Pfeilspitzen).
MAVRIC. Bei MAVRIC hingegen werden dreidimensionale Messungen mit multiplen überlappenden Frequenzen akquiriert, die anschließend zusammengerechnet werden, um ein artefaktkorrigiertes Bild zu erzeugen [8].
Nachteil. Ein Nachteil von SEMAC und MAVRIC im klinischen Einsatz ist die teils deutlich verlängerte Akquisitionszeit von 6 – 8 Minuten, abhängig davon, wie stark die Artefakte korrigiert werden sollen. Die SEMAC- und MAVRIC-Technik können gekoppelt werden, um eine noch stärkere Artefaktkorrektur zu erreichen. Diese Sequenz wird als MAVRIC-SL bezeichnet [8].
Perspektiven
Compressed Sensing
Typischerweise benötigen Sequenzen zur ebenenübergreifenden Artefaktkorrektur wie SEMAC oder MAVRIC eine lange Akquisitionszeit. Diese kann jedoch deutlich verkürzt werden, wenn die Anzahl der außerhalb der Bildebene erhobenen Messpunkte reduziert wird.
Die Verkürzung der Akquisitionszeit basiert auf dem mathematischen Konzept „Sparsity“ bzw. „Compressed Sensing“: In einer relativ schnellen Bildakquisition wird ein niedrig aufgelöstes Datenvolumen gemessen, um daraus mittels iterativer Nachrekonstruktion ein hochaufgelöstes Bild zu erhalten [10].
Bei SEMAC beispielsweise ist das relevante Signal in den benachbarten Bildebenen deutlich reduziert im Vergleich zu jenem in der Bildebene selbst, weshalb sich diese Technik gut für die Verwendung von Compressed Sensing eignet. Das Konzept ist eng verwandt mit der iterativen Rekonstruktion, wie sie in der CT bereits weitverbreitet angewendet wird. Mit Compressed Sensing kann einerseits die Messzeit deutlich reduziert werden – andererseits kann die Technik auch verwendet werden, um die Stärke der Artefaktkorrektur zu maximieren, beispielsweise, um die Anzahl SEMAC-Schritte zu erhöhen (Abb. [10]).
Abb. 10 Artefaktkorrekur bei Hüft-TEP demonstriert an einer koronaren STIR-Sequenz. a Bei der ebenenübergreifenden Artefaktkorrektur mittels SEMAC bleiben teils störende Restartefakte direkt um die Prothesenpfanne (Pfeilspitzen) bestehen, insbesondere, wenn diese aus Kobalt-Chrom besteht. b Wenn SEMAC in Kombination mit Compressed Sensing verwendet wird, können diese Artefakte unterdrückt werden.
Metallbildgebung bei 3 T
Während viele Metallsequenzen schon heute bei 3 T angewendet werden, bleibt die Bildqualität hinter jener von 1,5T-Geräten zurück. Neue Entwicklungen schaffen hier Abhilfe, sei es der Einsatz von Compressed Sensing oder von lokalen Sende- und Empfangsspulen. Solche Spulen lassen den Einsatz von Radiofrequenzpulsen mit sehr hoher Bandbreite (4 kHz) zu, was eine starke ebenenübergreifende Artefaktkorrektur mit Scan-Zeiten von 7 – 9 Minuten ermöglicht (Abb. [11]) [11].
Abb. 11 Artefaktkorrektur bei 3 T bei Knie-TEP am Beispiel einer sagittalen protonengewichteten Sequenz und einer lokalen Sende- und Empfangs-Kniespule. a Bei Standardartefaktkorrektur sind bei 3 T große Artefakte um das Metall vorhanden. b Ein Radiofrequenzpuls mit sehr hoher Bandbreite wird zusammen mit der SEMAC-Technik verwendet, was eine sehr starke Artefaktunterdrückung auch bei 3 T ermöglicht.
Off-Resonance-Suppression (ORS)
Eine weitere neue Technik ist die sog. Off-Resonance-Suppression (ORS), welche die räumliche Verzerrung oder die Frequenzverzerrung eines angewählten Signals einschränkt und mit anderen Techniken wie VAT, SEMAC oder MAVRIC kombiniert werden kann [12].
Metallartefakte in der CT
Entstehung der Artefakte
Die 2 hauptsächlichen Verursacher von Metallartefakten in der CT sind die implantatbedingte Absorption der Röntgenphotonen (sog. Photon-„Starvation“-Effekt) und die Aufhärtung des Röntgenstrahlenspektrums (Aufhärtungsartefakte) [13]
[14]. Weitere Metallartefakt-Komponenten sind akzentuierte Röntgenstrahlen-Streuung durch Richtungsänderung der Röntgenphotonen, Partialvolumeneffekte und Artefakte an Grenzflächen zwischen metallhaltigem Implantat und körpereigenem Gewebe.
Photon-„Starvation“-Artefakt
Der Photon-„Starvation“-Effekt verschlechtert die CT-Bildqualität aufgrund eines Photonenmangels am Detektor, wodurch ein ausgeprägtes Bildrauschen entsteht.
Aufhärtungsartefakt
Eine Röntgenröhre emittiert einen polychromatischen Röntgenstrahl, der durch ein breites kontinuierliches Spektrum von niedrig- bis hochenergetischen Photonen charakterisiert ist. Die maximale Photonenenergie wird durch die angelegte Beschleunigungsspannung an der Röntgenröhre begrenzt. Die Photonenenergie wird in Kilo-Elektronenvolt (keV) angegeben, wohingegen die maximal angelegte Beschleunigungsspannung in Kilovolt (kV, engl. „peak kilovoltage“, kVp) quantifiziert wird. Die Röntgenstrahlaufhärtung wird bei der Penetration von Materie beobachtet: Während der Röntgenstrahl ein Objekt durchdringt, werden niederenergetische Photonen (sog. weiche Photonen) häufiger absorbiert (= Photoeffekt) und gestreut (= Compton-Streuung) als höherenergetische Photonen (sog. harte Photonen). Dadurch nimmt die mittlere Photonenenergie zu bzw. verschiebt sich das Röntgenstrahlspektrum hin zu höheren Photonenenergien (= Strahlaufhärtung). Bei Materie mit hoher Elektronendichte wie Knochen oder Metall ist diese Strahlaufhärtung ausgeprägter als bei Weichteilgewebe: Beispielsweise variiert bei einer Becken-CT mit beidseitigen Hüftprothesen die Strahlaufhärtung in Abhängigkeit der verschiedenen Röntgenröhren-Detektor-Winkel innerhalb der Gantry (= Projektionen), sodass hypodense und hyperdense Streifenartefakte entstehen [13].
Metallzusammensetzung
Das Ausmaß der Metallartefakte wird wesentlich von der Metalllegierung beeinflusst. Implantate aus Titanlegierungen verursachen geringere Artefakte als Kobalt-Chrom-Legierungen und die wiederum geringere Artefakte als Edelstahlimplantate. Dies erklärt, dass z. B. älteres Spondylodesematerial aus Edelstahl stärkere CT-Bildartefakte verursacht als neuere Spondylodese-Implantate aus Titan. Die Absorption der Röntgenstrahlung hängt zudem von der Photonenenergie, der Ordnungszahl eines chemischen Elements und der Massendichte des Materials (= Massenschwächungskoeffizient) ab.
Je tiefer die Photonenenergie in keV, je höher die Massendichte und je größer die Ordnungszahl des chemischen Elements, umso stärker ausgeprägt sind die Metallartefakte [13].
Akquisitionsparameter
Röhrenstrom und Spannung
Konservative Techniken zur Reduktion von Metallartefakten sind die Erhöhung der Röntgenröhrenspannung und des Röntgenröhrenstroms.
Röhrenspannung. Eine Erhöhung der Röhrenspannung in Kilovolt (kV, engl. kVp) generiert höherenergetische Photonen, die wiederum mit einer größeren Wahrscheinlichkeit das Metallimplantat passieren. Hierdurch können Aufhärtungsartefakte partiell kompensiert werden.
Röhrenstrom. Die Anzahl der Röntgenphotonen erhöht sich linear mit dem Röhrenstrom in Milliampere-Sekunden (mAs). Je mehr Photonen das Metallimplantat passieren und schließlich am CT-Detektor zum Bildaufbau beitragen, desto geringer ist das Bildrauschen. Damit kann der Photon-„Starvation“-Effekt partiell korrigiert werden.
Nachteil. Ein direkter Nachteil der Erhöhung der Röntgenröhrenspannung und des Röntgenröhrenstroms ist die Zunahme der Strahlenexposition für den Patienten. Die Röntgenstrahlenexposition steigt mit dem Quadrat der Röhrenspannung und linear mit dem Röhrenstrom. In der Praxis verdoppelt sich die Strahlenexposition mit einem jeweiligen Anstieg der Röhrenspannung um 20 Kilovolt, wohingegen eine Verdoppelung des Röhrenstroms eine doppelt so hohe Strahlenbelastung bedeutet. Somit limitieren strahlenhygienische Aspekte und die technische Leistungsfähigkeit der Röntgenröhre diese beiden konservativen Techniken zur Reduktion von Metallartefakten [13].
Positionierung des Patienten (Ausrichtung des Metalls)
Die Dicke des Metallimplantates wirkt sich direkt auf das Ausmaß der Röntgenstrahlenabsorption aus. Zur Reduktion von Metallartefakten sollte daher ein möglichst kleiner Winkel zwischen der Längsrichtung des Metallimplantates und dem Untersuchungstisch gewählt werden (Abb. [12]). Limitiert ist dies durch die mögliche Patientenlagerung. Eine Ausrichtung der Implantate parallel zur Längsachse des Untersuchungstischs ist beispielsweise nach Implantation einer Ellenbogenprothese oder Herbert-Schraube im Rahmen einer Skaphoidosteosynthese partiell möglich [13].
Abb. 12 Die Positionierung des Patienten bzw. die Ausrichtung des Metalls beeinflussen die Metallartefakte. a Eine Hüft-TEP wurde quer zur CT-Tisch-Längsachse auf die Oberfläche des Phantoms gelegt. b Die Hüft-TEP liegt parallel auf dem Phantom. Zur Reduktion von Metallartefakten sollte ein möglichst kleiner Winkel zwischen der Längsrichtung des Metallimplantates und CT-Tisch gewählt werden.
Rekonstruktionsparameter
Schichtdicke
Durch eine Kollimation des Röntgenstrahlfächers bzw. Einblendung der primär akquirierten Schichtdicke z. B. von 1,5 mm auf 0,75 mm bei Verwendung eines 16-Zeiler-CTs werden Partialvolumenartefakte sowie Streuartefakte und damit auch Metallartefakte reduziert. Als Konsequenz entsteht ein höheres Bildrauschen. Bildrauschen und Metallartefakte kann man durch die Rekonstruktion dickerer Bildschnitte verringern, beispielsweise bis zu 5 mm Schichtdicke im Bereich der LWS (Abb. [13]). Die Zunahme der rekonstruierten Bildschichtdicke bewirkt, dass die Ortsauflösung abnimmt, wodurch beispielsweise die knöchernen Spongiosabälkchen schwerer abgrenzbar sind [13].
Abb. 13 Bildrauschen und Metallartefakte können durch die Rekonstruktion dickerer Bildschnitte reduziert werden, wie hier demonstriert an einer Knieprothese mit Bildern auf Höhe der proximalen Tibia (obere Reihe) bzw. an bilateralen Spondylodeseschrauben der LWS (untere Reihe). Die Erhöhung der rekonstruierten Bildschichtdicke bewirkt eine Abnahme der Ortsauflösung, die in einer erschwerten Abgrenzbarkeit der knöchernen Spongiosabälkchen erkennbar wird.
Kernel
Die Auswahl des Rekonstruktionsfilters (= Kernel) beeinflusst die Metallartefakte maßgeblich.
Ein kantenbetonter Rekonstruktionsfilter (= kantenanhebender Algorithmus, knochenbetonender Kernel) akzentuiert auch die Metallartefakte. Umgekehrt ist die Anwendung glättender Rekonstruktionsfilter vorteilhaft, weil diese auch die Metallartefakte abschwächen (Abb. [14]). Glättende Rekonstruktionsfilter führen jedoch auch dazu, dass die knöchernen Spongiosabälkchen schwerer abgrenzbar sind. Daher sind Standardrekonstruktionsfilter ( = intermediärer Kernel) zur Reduktion der Metallartefakte ein guter Kompromiss [13].
Abb. 14 Die Auswahl des Rekonstruktionsfilters ( = Kernel) beeinflusst die Metallartefakte. Ein knochenbetonender Kernel ( = kantenanhebender Algorithmus) akzentuiert auch die Metallartefakte (hier demonstriert an einer Knieprothese auf Höhe der proximalen Tibia). Ein glättender Rekonstruktionsfilter reduziert die Metallartefakte und erschwert die Abgrenzbarkeit der knöchernen Spongiosabälkchen. Daher sind Standardrekonstruktionsfilter ( = intermediärer Kernel) zur Reduktion der Metallartefakte ein guter Kompromiss.
Grenzflächen-Artefakte
Implantat- und Gewebeoberflächen mit großen Hounsfield-Wert-Differenzen resultieren in typischen hypodensen ringförmigen Grenzflächenartefakten, beispielsweise zwischen metallhaltigem Implantat und Knochen wie auch zwischen kortikalem Knochen und angrenzenden Weichteilen. Bei der Auswahl der Rekonstruktionsfilter sollte die Ausprägung dieser Grenzflächenartefakte berücksichtigt werden (Abb. [15]).
Abb. 15 Hypodense ringförmige Grenzflächenartefakte (Pfeile) entstehen an Implantat- und Gewebeoberflächen mit großen Hounsfield-Wert-Differenzen, beispielsweise zwischen der metallhaltigen inversen Schulterprothese und dem Knochenzement/Knochen. Bei der Auswahl der Rekonstruktionsfilter sollte die Ausprägung der Grenzflächenartefakte berücksichtigt werden.
Erweiterung der Hounsfield-Skala („extended CT scale“)
Die Standard-Hounsfield-Skala eines CT-Scanners umfasst 4096 Werte (= 12 bit, = 212), beispielsweise von – 1024 Hounsfield-Einheiten (HE) bis 3072 HE. Naturwissenschaftlich betrachtet ist die HE-Skala nach oben offen, insbesondere Metalle weisen eine größere Strahlenabsorption als 3072 HE auf. Einzelne CT-Scanner bieten die Möglichkeit einer erweiterten HE-Skala mit einer maximalen Fensterbreite von 40 000 HE. Mittels einer erweiterten HE-Skala können Metallartefakte reduziert werden, beispielsweise bei Positionsanalysen von Knieprothesen. Nachteilhaft ist dabei die deutliche Reduktion des Weichteilkontrastes [15].
Neuere Techniken
Rekonstruktionsalgorithmen
Iterative Rekonstruktion. Iterative Rekonstruktion basiert auf sich wiederholenden Algorithmen, die das Bild im Anschluss an die Bildakquisition errechnen. Iterative Rekonstruktionstechniken werden zur Reduktion der Strahlendosis eingesetzt. Ein Vergleich zwischen verschiedenen Stärkegraden iterativer Rekonstruktionsalgorithmen und der gefilterten Rückprojektion (Standardmethode) bei Gelenkprothesen ergibt zwar eine offensichtliche Reduktion des Bildrauschens (Abb. [16]), das Ausmaß der intrinsischen Metallartefakte wird durch den Einsatz verschiedener Stärkegrade iterativer Standardrekonstruktionsalgorithmen jedoch nicht beeinflusst. Neuere, fortgeschrittene iterative Rekonstruktionsalgorithmen zur Reduktion von Metallartefakten zeigen aber vielversprechende Ergebnisse unter Studienbedingungen. Das Potenzial dieser iterativen Rekonstruktionsalgorithmen zur Reduktion von Metallartefakten muss jedoch außerhalb von Studienbedingungen erst noch der klinische Alltag zeigen.
Abb. 16 Die Bilder mit iterativen Rekonstruktionsalgorithmen demonstrieren eine Reduktion des Bildrauschens im Vergleich zur gefilterten Rückprojektion bei einem Patienten mit einer Hüft-TEP. Das Ausmaß der intrinsischen Metallartefakte kann durch den Einsatz verschiedener Grade iterativer Standardrekonstruktionsalgorithmen nicht beeinflusst werden.
Projektionsbasierte Artefaktkorrektur. Die meisten Hersteller bieten eine projektionsbasierte Metallartefaktkorrektursoftware für die klinische Routine an (General Electric: MAR = „smart Metal Artifact Reduction“; Philips: O-MAR = „Metal Artifact Reduction for Orthopedic Implants“, Siemens: iMAR = „iterative Metal Artifact Reduction“, Toshiba: SEMAR = „Single Energy Metal Artefact Reduction“) [16]. Diese Korrektursoftware basiert auf iterativen Algorithmen, die ausschließlich für die neueren Scanner-Generationen kommerziell verfügbar sind. Gemäß Philips wird während des ersten Schrittes des O-MAR-Algorithmus ein „exklusives Metallbild“ generiert, bei dem allen Weichteilpixeln ein einheitlicher Grauwert zugeordnet wird und die höheren HE-Werte für Metall und Knochen unbeeinflusst bleiben. Anschließend erfolgt u. a. eine komplexe, sich wiederholende Addition und Subtraktion von Ausgangsbild und „exklusivem Metallbild“ zur Reduktion der Metallartefakte.
Damit ermöglicht die projektionsbasierte Artefaktkorrektur (MAR/O-MAR/i-MAR/SEMAR) eine deutliche Reduktion der Metallartefakte in den Weichteilen [16].
Dies konnte bereits in zahlreichen Studien gezeigt werden. Die projektionsbasierte Artefaktkorrektur kann sowohl für den Radiotherapeuten als auch für den diagnostischen Radiologen hilfreich sein (Abb. [17]). Die konsekutiv verbesserte Abgrenzbarkeit von Organen und Lymphknoten erleichtert die Beurteilung der Tumorausdehnung. Vorteilhaft für die Radiotherapie-Planung ist auch die höhere Genauigkeit der angegebenen CT-Hounsfield-Werte.
Abb. 17 Die projektionsbasierte Artefaktkorrektur (MAR/O-MAR/i-MAR/SEMAR) ermöglicht eine deutliche Reduktion der Metallartefakte in den zum Metallimplantat und Knochen benachbarten Weichteilen. Durch die deutliche Reduktion der Artefakte im O-MAR-CT-Bild (b) im Vergleich zur gefilterten Rückprojektion (a) nach beidseitiger Hüft-TEP-Implantation sind sowohl die Organe und Lymphknoten im kleinen Becken als auch die stark flüssigkeitsgefüllte rechte Bursa iliopectinea (Pfeil) besser abgrenzbar.
Eingeschränkt wird die diagnostische Beurteilung des Knochens auf den projektionsbasierten MAR-Bildern dadurch, dass regelmäßig Pseudoosteolysen in direkter Nachbarschaft zum Metallimplantat zu sehen sind [16]
[17]. Diese Pseudoosteolysen werden u. a. von den zuweisenden Kollegen immer wieder als Implantatlockerung oder auch als Knochenmetastase fehlinterpretiert (Abb. [18]). In der orthopädischen Radiologie ist es i. d. R. wichtiger, die Knochensubstanz in der Nachbarschaft des Metallimplantats zu beurteilen als die Metallartefakte in den weiter entfernten Weichteilen zu reduzieren. Daher werden an unserem Institut mit den heute verfügbaren Algorithmen keine projektionsbasierten MAR-Bilder in der klinischen Routine angefertigt.
Abb. 18 Projektionsbasierte Bilder zur Reduktion von Metallartefakten (MAR/O-MAR/i-MAR/SEMAR) generieren regelmäßig Pseudoosteolysen in Nachbarschaft zum Metallimplantat aufgrund des bei der Bildrekonstruktion verwendeten Algorithmus, hier z. B. bei einem Patienten mit Spondylodeseschrauben an der LWS. An identischer Position sind im Vergleich zur Standardrekonstruktion (a) ausgedehnte Pseudoosteolysen in der O-MAR-Rekonstruktion (b) sichtbar. Neben den Metallartefakten sind im O-MAR-Bild große Areale mit normaler Knochenstruktur verschwunden. Pseudoosteolysen können als Implantatlockerung oder osteolytische Neoplasie fehlinterpretiert werden.
Spektrale CT-Bildgebung: virtuelle monochromatische Bildgebung
Im Unterschied zum mittels Röntgenröhre generierten Röntgenstrahl ist ein monochromatischer Röntgenstrahl aus Photonen gleichförmiger und konstanter Energie zusammengesetzt – es liegt somit eine monoenergetische Strahlung vor. Das Energieniveau dieser monoenergetischen Photonen wird in Kilo-Elektronenvolt (keV) angegeben. Die spektrale CT-Bildgebung mit Dual-Energy-CT-Geräten und detektorbasierten Spektral-CT-Geräten ermöglicht die virtuelle monochromatische Bildgebung [18].
Bei der virtuellen monochromatischen Bildgebung werden CT-Bilder generiert, die auf einem simulierten, theoretischen Röntgenstrahl monoenergetischer Photonen basieren, z. B. 142 keV.
Mittels dieser virtuellen monochromatischen Bildgebung können Aufhärtungsartefakte und konsequenterweise Metallartefakte in der CT-Diagnostik effektiv reduziert werden (Abb. [19]).
Abb. 19 Die virtuelle monochromatische Bildgebung, z. B. 142 keV, mittels Dual-Energy-CT-Geräte und detektorbasierter Spektral-CT-Geräte kann Aufhärtungsartefakte des Metalls effektiv reduzieren.
Optimale keV-Werte. Der optimale keV-Wert zur Reduktion von Metallartefakten sollte bei jeder Untersuchung während der Bildnachbearbeitung an der CT-Arbeitskonsole individuell festgelegt werden. Die Literatur beschreibt für die Reduktion von Metallartefakten ein breites Spektrum an optimalen Werten zwischen 77 keV und 150 keV [19]
[20]. Diese Varianz des optimalen keV-Wertes kann einerseits durch unterschiedliche Durchmesser und Metalllegierungen des Implantates erklärt werden [20]. Andererseits sollte bei der Festlegung des keV-Wertes während der Bildnachbearbeitung berücksichtigt werden, dass niedrigere keV-Werte ein höheres Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis und ein niedrigeres Bildrauschen verursachen. Daher sind bei Patienten mit bilateraler Hüft-TEP tiefere monoenergetische Energien, beispielsweise von 77 keV, geeignet zur Metallartefaktreduktion im kleinen Becken und konsekutiv besseren Beurteilung der Organe (Genitalorgane, Rektosigmoid, Lymphknoten). Höhere keV-Werte von 120 – 150 keV eignen sich dagegen, um Metallartefakte im Knochen in Nachbarschaft zum Implantat zu reduzieren und damit periprothetische Osteolysen, Frakturen und Implantatlockerungen besser zu beurteilen.
Strahlenbelastung. Die Strahlenbelastung der spektralen CT-Untersuchungsprotokolle mit dem Ziel der Reduktion von Metallartefakten ist vergleichbar mit der von Standard-CT-Protokollen [14].
Geeignete Geräte. Die meisten für die spektrale CT-Bildgebung geeigneten Geräte sind die jeweiligen Flaggschiffe der einzelnen Gerätehersteller. Daher sind hohe Investitions- und Unterhaltskosten ein typisches Merkmal von Geräten zur spektralen CT-Bildgebung, was ihre Verbreitung und Anwendung einschränkt. Inzwischen sind jedoch auch preisgünstigere Dual-Energy-CT-Geräte auf dem Markt verfügbar, die mit 2 sequenziellen CT-Spiralen von jeweils 80 kV und 140 kV virtuelle monochromatische CT-Bilder ermöglichen [21]. Ein potenzieller Nachteil sind jedoch Bewegungsartefakte aufgrund von Patientenbewegungen zwischen den beiden Spiralen.
Klinische Bedeutung der MRT und CT
MRT
Noch vor 15 Jahren galt die MRT als nicht geeignet für die Untersuchung von Patienten mit Gelenkprothesen, da die ausgeprägten Artefakte häufig eine diagnostische Bildqualität verhinderten. In der Zwischenzeit hat diesbezüglich ein radikales Umdenken stattgefunden. Entscheidend hierfür war die Verbesserung der MRT-Technik, mit der es möglich wurde, die Weichteile und später auch den Knochen um Gelenkprothesen sowie die Gelenkkapsel mit moderaten oder teilweise fast ohne Artefakte darzustellen.
Prothesen werden heute bei Arthrosen verschiedener Gelenke häufig eingesetzt. Meist führt eine solche Operation zu einem zufriedenstellenden Resultat. Eine Minderheit der Patienten hat jedoch auch nach dem Einsatz eines künstlichen Gelenks Restbeschwerden. Während die MRT nicht zur initialen Abklärung solcher Patienten verwendet wird, hat sie nach erfolgter klinischer Untersuchung sowie der konventionellen radiologischen Abklärung einen wichtigen Stellenwert bei Patienten mit unklaren Restbeschwerden. Die MRT erlaubt z. B. den Nachweis knöcherner Stressreaktionen um Gelenkprothesen oder um Spondylodeseschrauben an der Wirbelsäule und kann auch die Lockerung eines Metallimplantates nachweisen. Auch Weichteilabnormitäten wie Risse der glutealen Sehneninsertionen bei Hüftprothesen werden zuverlässig dargestellt. Seit dem gehäuften Auftreten von Pseudotumoren und Metallose-assoziierten Osteolysen bei Patienten mit Metall-Metall-Gleitpaarung nach Hüftgelenkersatz ist die MRT für diese Patienten zu einer wichtigen Stütze für das Erkennen materialassoziierter Komplikationen geworden. Zudem werden invasive Untersuchungen durch die MRT ersetzt: Bei Patienten mit viel Spondylodesematerial wurden früher regelmäßig CT-Myelografien mit Kontrastmittelinjektion in den Liquor durchgeführt, um Diskushernien und Spinalkanalstenosen zu erkennen. Dank der modernen MRT-Bildgebung kann man Patienten mit Spondylodesen diese invasive diagnostische Untersuchung nun meist ersparen.
CT
Im Unterschied zur MRT wird die CT schon seit Längerem eingesetzt, um Gelenkprothesen und orthopädische Implantate zu beurteilen. Während die MRT teils kontraindiziert ist und die Patienten über 20 – 30 Minuten ruhig im Gerät liegen müssen, hat die CT den großen Vorteil, dass sie bei fast allen Patienten angewendet werden kann. Die Untersuchungszeit für die CT beträgt mit Planung typischerweise 2 – 3 Minuten, wobei allerdings die Zeit für die Nachrekonstruktion der akquirierten Daten ein Mehrfaches davon betragen kann.
Die CT hat bei Patienten mit orthopädischen Implantaten ein breites Indikationsspektrum, wie z. B. den Nachweis einer Lockerung oder eines Materialbruchs von Spondylodeseschrauben, von schmalen Zonen der ossären Durchbauung bei Spondylodesen oder von periprothetischen Frakturen.
Wahl des Verfahrens
Welche Modalität im konkreten Fall angewendet wird, hängt von der lokal vorhandenen Expertise und den technischen Möglichkeiten ab. Da verschiedene Techniken sowohl bei der MRT als auch der CT noch mitten in der Entwicklung sind, ist mit Änderungen des Indikationsspektrums zu rechnen. Wichtig ist, mit den orthopädischen Kollegen das direkte Gespräch zu suchen, damit Radiologen und Orthopäden einen Konsens finden können, was die Fragestellungen, die geeigneten Modalitäten und ihre Grenzen angeht.
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Der menschliche Körper besteht aus einer Vielzahl von Gewebearten, die eine unterschiedliche Magnetisierbarkeit, die sog. magnetische Suszeptibilität aufweisen. Am stärksten verändert wird das Magnetfeld dabei durch ferromagnetische Substanzen.
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Grundtypen von Metallartefakten in der MRT sind Dephasierung mit Verlust oder Akkumulation von Bildsignal, geometrische Distorsion sowie ungenügende Fettunterdrückung.
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MRT-Metallartefakte können aus der Bildebene selbst stammen (In-Plane-Artefakte) oder aus den benachbarten Bildebenen (Through-Plane-Artefakte).
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Da ein direkter Zusammenhang zwischen Feldstärke und Artefaktgröße besteht, ist für die MRT-Metallbildgebung eine magnetische Flussdichte von 1,5 T gegenüber 3 T klar im Vorteil.
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Einfache Methoden zur MRT-Artefaktkorrektur sind die Erhöhung der Empfängerbandbreite, die Wahl einer kleinen Schichtdicke und Voxelgröße sowie der Einsatz von Turbo-Spin-Echo-Sequenzen.
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Die STIR-Sequenz erlaubt eine deutlich homogenere Fettunterdrückung in der MRT als die spektrale Fettsaturierung, insbesondere wenn ein optimierter Inversionspuls zur Anwendung kommt.
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Fortgeschrittene Methoden zur MRT-Artefaktkorrektur sind die Dixon-Technik, das View-Angle-Tilting sowie die ebenenübergreifende Artefaktkorrektur (SEMAC, MAVRIC).
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Die 2 hauptsächlichen Verursacher von CT-Metallartefakten sind die Absorption der Röntgenphotonen sowie Aufhärtungsartefakte.
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Konservative Techniken zur Reduktion von CT-Metallartefakten sind die Erhöhung der Röntgenröhrenspannung wie auch des Röntgenröhrenstroms, was allerdings mit einer erhöhten Strahlendosis einhergeht.
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Eine dünnere Kollimation sowie eine anschließende Rekonstruktion dickerer Bildschnitte reduziert CT-Metallartefakte.
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Die projektionsbasierte Artefaktkorrektur (MAR/O-MAR/i-MAR/SEMAR) ermöglicht eine deutliche Reduktion der Metallartefakte in den Weichteilen. Diese Methoden führen jedoch regelmäßig zu Pseudoosteolysen in direkter Nachbarschaft zum Metallimplantat, was eine diagnostische Beurteilung des Knochens stark einschränkt.
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Die spektrale CT-Bildgebung mit virtueller monochromatischer Röntgenstrahlung erlaubt, Aufhärtungsartefakte zu vermeiden.
