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WIE WERDEN NEUROIMAGING-TESTS DURCHGEFÜHRT UND WAS KÖNNEN SIE UNS SAGEN?

Einfache Filme des Schädels folgen dem gleichen Prinzip wie Standard-Röntgenstrahlen anderer Organsysteme (eine einzige Strahlungsquelle und ein einzelner Sensor oder Film), aber sie haben einen begrenzten Nutzen. CT-Bilder (Abbildung 1) werden durch serielles Erfassen von Röntgenstrahlen in einer rotierenden Axialebene erstellt. Wie bei Röntgenstrahlen haben verschiedene Körpergewebe spezifische Dämpfungseigenschaften mit CT-Bildern; dadurch erscheinen Wasser, Fett, Knochen und andere Gewebetypen auf dem Film oder dem digitalen Sensor unterschiedlich. Je höher die Dämpfung, desto heller erscheint das Material auf dem CT-Scan. Da CT-Scanner serielle Röntgenstrahlen in einer axialen Ebene messen, werden CT-Bilder typischerweise in axialen Schnitten dargestellt (mit einer typischen In-Plane-Auflösung von weniger als 1 mm). Obwohl computergestützte Rekonstruktionsalgorithmen CT-Bilder in einer sagittalen oder koronalen Ebene darstellen können, verliert eine solche Datenmanipulation an räumlicher Auflösung und Detailgenauigkeit.1

Die CT-Technologie kann durch die Verwendung eines Kontrastmittels verbessert werden. Kontrastmittel für die CT sind röntgenopak und haben eine hohe Röntgendämpfung; sie erscheinen auf CT-Bildern weiß. Der Kontrast wird normalerweise intravenös injiziert, um die Bildgebung von Gefäßstrukturen (z. B. CT-Angiographie) oder Läsionen zu ermöglichen, die die Blut-Hirn-Schranke stören (z. B. infolge von Entzündungen, Blutungen, bestimmten Tumoren). CT-Kontrastmittel können ionisch oder nichtionisch sein, obwohl aktuelle Neuroimaging-Anwendungen fast ausschließlich auf die Verwendung von nichtionischen Kontrasten angewiesen sind, da sie ein besseres Sicherheitsprofil aufweisen.2

Die MRT-Techniken verwenden keine Strahlung; Stattdessen werden die magnetischen Eigenschaften von Wasserstoffionen im Körper verwendet. Ein Patient im Inneren des MRT-Scanners steht in klinischen Standardanwendungen unter dem Einfluss eines starken Magneten, normalerweise 1,5 oder 3 Tesla. Diese magnetische Kraft richtet einen signifikanten Anteil der Wasserstoffatome des Körpers in Richtung des Magnetfeldes aus. Ein kurzer Hochfrequenzimpuls wird dann angewendet, um die Vektoren der Wasserstoffatome zu verschieben und falsch auszurichten. Nach dem Ende des Impulses kehren die Wasserstoffatome jedoch durch einen als Protonenrelaxation bezeichneten Prozess, der Energie freisetzt, in ihre ursprüngliche ausgerichtete Position zurück. Während eines Scans werden mehrere Hochfrequenzimpulse angelegt (Impulsfolge), und elektromagnetische Empfängerspulen messen die von den Protonen emittierte Energie.3 Verschiedene Variablen bestimmen den Protonenrelaxationsprozess, der für die Art des Signals verantwortlich ist, das jedes Wasserstoffatom emittiert. Zwei Hauptfaktoren sind für den Kliniker relevant: das Milieu, in dem sich das Wasserstoffatom befindet, und die angewendete Pulssequenz.

Während des Prozesses der Neuausrichtung (Protonenrelaxation) emittieren die Atome Energie, die jedoch in Abhängigkeit von der physikalischen und chemischen Umgebung des Atoms variiert. Daher senden Protonen je nach Gewebetyp, in dem sie sich befinden, unterschiedliche Signale (z. B. Knochen, graue Substanz, weiße Substanz, Zerebrospinalflüssigkeit ). Neben dem Gewebetyp bestimmen die Parameter in der MRT-Pulsfolge auch die Eigenschaften der gesehenen Bilder. Der Mechanismus der Protonenrelaxation hat 2 Zeitkonstanten: T1 und T2. Diese Konstanten spiegeln verwandte, aber unabhängige physikalische Mechanismen des Protonenrelaxationsprozesses wider: T1 erklärt die Entspannung in Richtung der ursprünglichen Ebene, die mit dem Magnetfeld ausgerichtet ist, und T2 erklärt die Entspannung weg von der Ebene, die durch den Hochfrequenzimpuls erzwungen wird. T1- und T2-Relaxationskomponenten können manipuliert werden, um Protonen zu zwingen, sich auf eine Weise neu auszurichten, die die T1- oder T2-Zeiten maximiert.4 Diese verschiedenen MRT-Protokolle ändern den Protonenrelaxationsprozess und das emittierte Signal; Daher werden verschiedene Arten von Bildern gebildet, die spezifische Merkmale der Gewebestruktur hervorheben. T1-gewichtete Bilder (Abbildung 2A) zeigen, dass die graue Substanz dunkler als die weiße Substanz ist (was das Erscheinungsbild des Gewebes widerspiegelt) und dass der Liquor dunkel erscheint. Diese Bilder sind ideal, um die normale Struktur des Gehirns sowie pathologische Atrophie, kortikale Dysplasien und Sklerose zu visualisieren. T2-Bilder (Abbildung 3A) zeigen ein Muster gegenüber T1-gewichteten Scans, wobei die graue Substanz heller als die weiße Substanz (gegenüber dem Gewebe) und mit hellem LIQUOR ist. Diese Bilder reagieren empfindlicher auf pathologische Prozesse wie Gefäßveränderungen (einschließlich chronischer mikrovaskulärer Beleidigungen), Demyelinisierung, allgemeine Entzündungen und Ödeme.1

T1- und T2-gewichtete Bilder können geändert werden, um ihre diagnostische Auflösung mit Protokollen zu erhöhen, die bestimmte Signalquellen unterdrücken. Zum Beispiel kann man das hyperintensive Signal von CSF in T2-gewichteten Bildern mit der fluidgedämpften invertierten Recovery- oder FLAIR-Sequenz unterdrücken (Abbildung 3B). Diese T2-Bilder weisen daher eine hell erscheinende graue Substanz und eine dunklere weiße Substanz auf und bieten einen hohen diagnostischen Wert für pathologische Prozesse (wie Entzündungen, Ödeme oder Ischämie). Dennoch erscheint CSF schwarz, weil sein normalerweise hyperintensives Signal unterdrückt wird, und dies erhöht den Kontrast und die Sichtbarkeit pathologischer Läsionen stark, insbesondere, aber nicht ausschließlich, in Gebieten, die mit CSF in Kontakt stehen (z. B. kortikaler Rand oder periventrikuläre Regionen). Mit einer ähnlichen Strategie existieren verschiedene fettunterdrückende MRT-Ansätze, die verwendet werden, wenn fetthaltige Strukturen die Visualisierung einer potenziellen Läsion verdecken (z. B. perivaskuläres Fett um ein präpariertes Gefäß oder einen Thrombus). Diese Ansätze können sowohl mit T1- als auch mit T2-gewichteten Bildern verwendet werden.3TABELLE 1 gibt eine Zusammenfassung der visuellen Darstellung der verschiedenen MRT-Sequenzen.

Diffusionsgewichtete Bildgebung (DWI) ist eine spezielle Art von MRT-Erfassungsmethode, die die Bewegungen von Wassermolekülen im Gehirn misst. Ein Wassermolekül in einem Glas Wasser hat eine isotrope Kinetik, dh es diffundiert frei in alle möglichen Richtungen. Wassermoleküle im Gehirn diffundieren nicht zufällig; Ihre Bewegung wird durch die Einschränkungen der zerebralen Anatomie und der histologischen Struktur begrenzt. Diffusionsgewichtete Bildgebung ist in der Lage, die Wasserdiffusivität in jedem definierten Voxel (oder Volumenelement) im Gehirn zu messen, und je mehr Anisotropie (dh begrenzte Diffusivität), desto hyperintensiver erscheint das Voxel. Dieser Ansatz wurde verwendet, um die strukturelle Anatomie von Bahnen der weißen Substanz mit diffuser Tensor-Bildgebung abzubilden. Dieses nichtinvasive Instrument ist von großer Bedeutung für die wissenschaftliche Untersuchung der menschlichen Anatomie in vivo, aber die diffuse Tensor-Bildgebung hat auch wachsende klinische Anwendungen, insbesondere in der neurochirurgischen Planung.

Häufiger wird DWI verwendet, um eine Reihe von pathologischen Zuständen zu diagnostizieren, bei denen Wassermoleküle mit verminderter Diffusivität vorhanden sind. Die häufigste und klinisch relevanteste Anwendung ist die Diagnose akuter ischämischer Schlaganfälle. Der Sauerstoffmangel verursacht eine zytotoxische Schädigung der Zellen in der betroffenen Region, was zu Schwellungen und Ödemen führt. Unter diesen Bedingungen nimmt die Anisotropie aufgrund der erhöhten Moleküldichte zu (wodurch Voxel in DWI innerhalb der ersten Stunde nach einem akuten ischämischen Schlaganfall heller erscheinen). Andere pathologische Prozesse (wie Abszesse, hyperzelluläre Tumoren oder Exzitotoxizität) weisen aufgrund der erhöhten Dichte der Gewebestruktur ebenfalls Einschränkungen der Wasserdiffusivität auf und können in DWI-Scans als hyperintensive Läsionen identifiziert werden.1,3

Die DWI-Scans reagieren nicht nur empfindlich auf Änderungen der Anisotropie, sondern auch auf T1- und T2-Relaxationsmechanismen. Daher können T1- und T2-Signaländerungen auch in DWI-Karten gesehen werden und könnten als Änderungen der Anisotropie falsch identifiziert werden. Dieses Phänomen ist von großer Relevanz bei der Unterscheidung von akuten und chronischen Schlaganfällen. Um eine Fehlidentifikation zu vermeiden, werden DWI-Bilder immer mit quantitativen Bildern des Diffusionskoeffizienten verglichen, die als scheinbare Diffusionskoeffizientenkarten bezeichnet werden. Das heißt, dass DWI-Scans einen begrenzten diagnostischen Wert haben, wenn sie unabhängig von Bildern mit scheinbarem Diffusionskoeffizienten analysiert werden, und man muss immer die 2 Scans vergleichen. Eine echte Verringerung der Diffusivität, die sich aus einem pathophysiologischen Prozess ergibt, wird immer als hyperintensive Voxel in DWI und hypointensive Voxel in scheinbaren Diffusionskoeffizientenscans auftreten. Wenn dieses Muster nicht beobachtet wird, unterscheidet sich der Mechanismus, der den Effekt antreibt, wahrscheinlich von einer erhöhten Anisotropie. Ein bekanntes Beispiel, T2-Shine through, tritt bei chronischen ischämischen Schlaganfällen auf. Diese Läsionen weisen eine T2-Hyperintensität auf und können auch als Hyperintensitäten in DWI auftreten, jedoch mit normalen oder häufiger hyperintensiven Signalen in scheinbaren Diffusionskoeffizientenkarten. Wenn man das DWI-Bild isoliert betrachtet, könnte die Läsion mit einem akuten Schlaganfall verwechselt werden, und der Patient könnte eine thrombolytische Therapie erhalten. Betrachtet man jedoch alle Bilder zusammen, so könnte der Schluss gezogen werden, dass die Änderungen des T2-Signals aus dem alten Schlaganfall den DWI-Scan „durchscheinen“ und sowohl in den DWI- als auch in den scheinbaren Diffusionskoeffizientenkarten als hyperintensive Läsionen beobachtet werden können, die keine erhöhte Anisotropie widerspiegeln können.4

Gadolinium ist aufgrund seiner paramagnetischen Eigenschaften das am häufigsten verwendete MRT-Kontrastmittel. Wie Kontrastmittel für die CT-Bildgebung wird Gadolinium intravenös injiziert und verwendet, um Läsionen zu erkennen oder auszuschließen, die die Blut-Hirn-Schranke durchbrechen. Die MR-Angiographie des Kopfes verwendet keine Kontrastmittel, wie sie in der CT-Angiographie verwendet werden, sondern spezifische MR-Pulssequenzen ermöglichen die nichtinvasive Visualisierung des Gefäßsystems.1 Die Hals-MR-Angiographie kann entweder Gadolinium oder die gleiche Pulssequenz wie die Kopf-MR-Angiographie verwenden.1

Die funktionelle MRT (fMRT) ist eine Bildgebungsmethode, die bis vor kurzem ausschließlich als Forschungsinstrument verwendet wurde; Inzwischen wurde sie jedoch für bestimmte begrenzte, aber wachsende klinische Anwendungen entwickelt5 (Abbildung 4). Im Gegensatz zu den oben genannten MRT-Modalitäten ist die fMRT optimiert, um die Funktion (nicht die Struktur) von Hirnarealen und Schaltkreisen zu messen. Seine MRT-Pulssequenzen dienen zum Nachweis des Verhältnisses zwischen Oxyhämoglobin und Desoxyhämoglobin. Wenn ein Gehirnbereich beispielsweise im Rahmen einer bestimmten Aufgabe seine Aktivität erhöht, erhöht er auch seinen Stoffwechsel- und Sauerstoffbedarf. In diesem Zusammenhang treten 2 Phänomene parallel auf. Erstens, weil mehr Sauerstoff verwendet wird, wird mehr Oxyhämoglobin in Desoxyhämoglobin umgewandelt, und die absolute Menge an Desoxyhämoglobin nimmt zu. Zweitens, weil mehr Sauerstoff benötigt wird, wird ein gekoppelter neurovaskulärer Mechanismus aktiviert, der eine aktivitätsabhängige lokale Vasodilatation induziert, die den regionalen Blutfluss mit Oxyhämoglobin erhöht. Die Summierung der 2 Prozesse induziert einen absoluten und relativen Anstieg des Oxyhämoglobins, der mit dem Anstieg der Gehirnaktivität korreliert. Daher kann fMRT Änderungen des regionalen Blutflusses und der Oxyhämoglobinkonzentration dynamisch erkennen und durch diese Maßnahmen Änderungen der Gehirnaktivität mit guter räumlicher Auflösung widerspiegeln.6

Die Magnetresonanzspektroskopie ist eine MRT-basierte Anwendung zur Messung der Relaxationseigenschaften spezifischer chemischer Bindungen jenseits von Wasserstoffatomen. Im Gegensatz zu den bisherigen Methoden misst es nicht das gesamte Gehirn, sondern wählt eine vordefinierte Region aus und misst die relativen Konzentrationen bestimmter chemischer Elemente oder Moleküle. Die Magnetresonanzspektroskopie wird daher nicht zur Messung der Struktur oder Funktion des Gehirns verwendet, sondern seiner chemischen Zusammensetzung. Die Methode ist in der Forschung weit verbreitet, findet aber langsam ihren Platz im klinischen Umfeld zum Nachweis von Tumoren, epileptischen Herden, vaskulären Läsionen oder Bereichen der Demyelinisierung.7

Die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) ist eine nuklearmedizinische Diagnosetechnik, mit der funktionelle Gehirnscans erhalten werden, die der fMRT ähneln und sich von Standard-CT- und MRT-Scans unterscheiden, die strukturelle Informationen liefern. Die PET-Technik kann verwendet werden, um 3 primäre Variablen zu messen: regionaler Blutfluss, Stoffwechselveränderungen und Neurotransmitterdynamik. Neue experimentelle Ansätze sind in der Entwicklung, um komplexere biologische Mechanismen wie Proteinsynthese, Second Messenger-Systeme und Genexpression zu identifizieren.8 Im Gegensatz zu fMRT, die auch eine funktionelle Neuroimaging-Modalität ist, erfordert PET die Injektion einer radioaktiven Substanz oder eines Radiopharmakons, das selektiv im Gehirn (und allen anderen Organen) verteilt wird, während Energie in Form von γ-Photonen emittiert wird. Die regionale Aufnahme, Verteilung und Auswaschung dieser Photonen kann unter Verwendung der speziellen Rezeptorspulen, die in dem Scanner vorhanden sind, quantifiziert werden, und die berechneten Informationen können verwendet werden, um tomographische Bilder des Gehirns zu erhalten, die die neurobiologische Variable von Interesse identifizieren (z. B. Blutfluss, Glukoseabsorption, Dopaminrezeptordichte).Die Positronen-Emissions-Tomographie erfordert Positronen-emittierende Isotope chemischer Elemente, die als radioaktive Nuklide bezeichnet werden. Nuklide werden in einem Zyklotron erzeugt, indem dem Kern chemischer Elemente, die üblicherweise in organischen Molekülen vorkommen, positive Ladungen hinzugefügt werden, wie 11-Kohlenstoff (11C), 15-Sauerstoff (15O), 18-Fluor (18F) und 13-Stickstoff (13N). Mit diesen Nukliden kann man dann Radiopharmaka herstellen, bei denen es sich um Moleküle von biologischer Bedeutung handelt, die 1 dieser radioaktiven Elemente tragen und daher radioaktive Energie (γ-Photonen) emittieren. Da das Nuklid einen Protonenüberschuss aufweist, setzt es ein positiv geladenes Teilchen (ein Positron) frei, um in einen stabileren Zustand zurückzukehren. Dieses Positron kollidiert mit den negativ geladenen Elektronen, die den Kern umgeben, und als Folge dieser Kollision (ein Vernichtungsereignis) werden 2 γ-Photonen erzeugt. Diese 2 γ-Photonen werden nach der Kollision in entgegengesetzte Richtungen (180°) voneinander angetrieben, bis sie an den Detektoren in der PET-Kamera ankommen. Detektoren in der PET-Kamera, die einander gegenüberliegen, sind in einer Koinzidenzschaltung verbunden und synchronisiert, so dass, wenn sie beide ein γ-Photon innerhalb eines gegebenen Zeitfensters empfangen, dieses als Ergebnis eines Annihilationsereignisses identifiziert werden kann, das an einem bestimmten Punkt innerhalb des Vektors aufgetreten ist, der die 2 Detektoren verbindet. Bildrekonstruktionsalgorithmen können die genaue Position, an der die Kollision aufgetreten ist, identifizieren und im tomographischen Gehirnbild veranschaulichen.

Die Art und das chemische Design des Radiopharmazeutikums bestimmen die biologische Funktion, die gemessen werden kann. Um den Blutfluss zu messen, kann man 15O wählen, das eine kurze Halbwertszeit (ungefähr 2 Minuten) hat und verwendet werden kann, um radioaktive Wassermoleküle (H215O) zu erzeugen, die intravenös injiziert werden. Man kann auch 15O verwenden, um radioaktives Kohlendioxid (C15O2) zu erzeugen, das eingeatmet werden kann. Um die metabolische Aktivität zu messen, kann man eine Verbindung herstellen und radioaktiv markieren, die Zellen mit Glukose verwechseln (18F-Fluorodesoxyglucose oder 18F-FDG). Das FDG wird wie Glukose in Zellen absorbiert und phosphoryliert, wird aber nicht weiter in Stoffwechselwegen verarbeitet und bleibt daher in der Zelle gefangen. Wichtig ist, dass FDG proportional zu den Stoffwechselbedürfnissen der Zellen absorbiert wird, genau wie Glukose. Infolgedessen fangen metabolisch hyperaktive Neuronen (wie die eines iktalen Fokus) mehr radioaktive Verbindung ein, und hypoaktive Neuronen (wie die in Bereichen der Neurodegeneration) emittieren einen geringeren Anteil an γ-Photonen. Diese Veränderungen spiegeln sich in den Gehirnkarten wider.

Veränderungen des regionalen Blutflusses oder Stoffwechsels können als indirekte Maße für die Gehirnaktivität verwendet werden, die auch mit alternativen Modalitäten (wie fMRT) gemessen werden können. Nichtsdestotrotz ist die Anwendung, die für nuklearmedizinische Techniken einzigartig ist, die Beurteilung der Neurotransmitterdynamik. Ein Radioligand ist eine spezifische Art von Radiopharmazeutikum, das eine große Affinität für ein interessierendes Ziel und eine viel geringere Affinität für alle anderen Ziele aufweist, so dass es schnell aus dem Blutkreislauf und anderen Strukturen entfernt wird, aber an das Ziel gebunden (und nachweisbar) bleibt, normalerweise ein Neurotransmitterrezeptor. Der Radioligand muss auch in der Lage sein, die Blut-Hirn-Schranke zu überwinden und biologisch inaktiv zu sein.8

Die Einzelphotonenemissions-Computertomographie (SPECT) ist ebenfalls eine nuklearmedizinische Modalität, unterscheidet sich jedoch von PET in den physikalischen Reaktionen und den emittierten Partikeln. Die SPECT-Nuklide selbst (im Gegensatz zu emittierten Positronen) kollidieren mit lokalen Elektroden, um stabiler zu werden, und diese Reaktion emittiert ein einzelnes Photon (nicht 2 Photonen wie in PET). Die SPECT-Technik hat eine schlechtere räumliche Auflösung und Empfindlichkeit als PET, und dies zeigt sich am deutlichsten in tiefen Strukturen, in denen PET überlegen ist. Außerdem ist SPECT weniger vielseitig, da es nicht die reiche Vielfalt an Nukliden verwenden kann, die die Messung einer Vielzahl von biologischen Prozessen ermöglichen. Dennoch ist SPECT viel billiger und in der Regel häufiger verfügbar. Die höheren Kosten von PET werden durch verschiedene Variablen verursacht, vor allem aber durch die Notwendigkeit, vor Ort über Zyklotron- und radiopharmazeutische Synthesefähigkeiten zu verfügen (angesichts der kurzen Halbwertszeit seiner Produkte). Im Gegensatz dazu können SPECT-Verbindungen offsite synthetisiert werden. Häufig verwendete Elemente in SPECT sind Technetium (99 mTc), Jod (123I) oder Xenon (133Xe). Diese Nuklide können an biologische Moleküle gebunden werden, um SPECT-Radiopharmaka herzustellen, aber die Passform ist schwieriger, da Technetium, Jod oder Xenon in gängigen Biochemikalien nicht natürlich vorhanden sind.8