Perspektiven der X-Kern-Magnetresonanztomographie in der Neuroonkologie
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Sebastian Regnery1 · Tanja Platt2 1
Abteilung für RadioOnkologie und Strahlentherapie, Universitätsklinikum Heidelberg, Heidelberg, Deutschland 2 Medizinische Physik in der Radiologie, Deutsches Krebsforschungszentrum (DKFZ), Heidelberg, Deutschland
Perspektiven der X-KernMagnetresonanztomographie in der Neuroonkologie Die Magnetresonanztomographie (MRT) basiert in der aktuellen klinischen Anwendung auf der Anregung und Detektion von Wasserstoffkernen bzw. Protonen im 1,5–3Tesla (T)-Magnetfeld. Sie bietet bekanntlich sehr gute Kontraste in Weichgeweben ohne eine Belastung mit ionisierender Strahlung. Technische Weiterentwicklungen wie die Nutzung ultrahoher Magnetfeldstärken (≥7 T) erlauben zunehmend auch die effiziente Anregung und Detektion anderer Kerne in vivo, der sog. X-Kerne. Dies verspricht eine metabolische und funktionelle Gewebecharakterisierung ohne den Einsatz externer Kontrastmittel.
Technischer Hintergrund der X-Kern-Bildgebung Atomkerne mit einem nichtverschwindenden Kernspin (Kernspinquantenzahl I ≠ 0) können mittels MRT abgebildet werden. In der klinischen Routine werden Wasserstoffkerne bzw. Protonen angeregt und detektiert, da sie am häufigsten vorkommen und daher das höchste MR(Magnetresonanz)-Signal in vivo liefern. Weitere im menschlichen Körper mittels MR-Bildgebung detektierbare Kerne werden als X-Kerne bezeichnet. Ihre relative Signalstärke in vivo kann im Vergleich zu 1H angegeben werden: Signal ∝ c ⋅ I ⋅ (I + 1) ⋅ γş
mit der Konzentration c, der Kernspinquantenzahl I sowie dem gyromagnetischen Verhältnis γ. Die wichtigsten X-Kerne sind mit ihren relevanten MR-Eigenschaften in . Tab. 1 aufgelistet. Aufgrund seiner hohen MR-Sensitivität sowie hohen Konzentration im menschlichen Körper besitzt 23Na das zweitstärkste MR-Signal in vivo nach 1H. Deshalb stellt 23Na den bisher am häufigsten in der MRT genutzte X-Kern dar. Da das relative Signal der X-Kerne in vivo mehrere Größenordnungen geringer ist als das von Wasserstoff, sind lange Messzeiten (ca. 10–30 min) und eine gröbere Auflösung (ca. [2 mm]3 bis [10 mm]3) notwendig, um ein ausreichendes Bildsignal zu erhalten. Dies lässt sich teilweise mittels (Ultra-)Hochfeld-MRT, bspw. bei 7 T oder 9,4 T, ausgleichen, weil das Signal-zu-Rausch-Verhältnis mindestens linear mit der Feldstärke des Magneten ansteigt [1]. Aufgrund des kernspezifischen gyromagnetischen Verhältnisses ergeben sich unterschiedliche Resonanzfrequenzen ν für die verschiedenen Kerne (. Tab. 1). Zur Anregung und Detektion anderer Kerne muss das MRT-System daher die Untersuchung dieser Kerne neben 1H unterstützen. Diese Option muss zusätzlich beim MRT-Hersteller erworben werden. Des Weiteren werden spezielle MR-Spulen zur Untersuchung der X-Kerne benötigt. Hier stehen neben Eigenentwicklungen [2] auch kommerziell erhältliche Spulen von Drittanbietern zur Verfügung [3]. Eine doppelresonante 1H-23Na-
Kopfspule ermöglicht bspw. anatomische H-Messungen in Kombination mit metabolischen 23Na-Messungen bei gleichbleibender Positionierung des Patienten bzw. Probanden (. Abb. 1). Kerne mit ein
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