MR- und PET-Bildgebung der Prostata - download.e-bookshelf.de · Klinik für Urologie, Universitätsmedizin Mannheim, Med. Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Mannheim

MR- und PET-Bildgebung der Prostata

Ulrike AttenbergerManuel RitterFrederik Wenz(Hrsg.)

MR- und PET-Bildgebung der ProstataDiagnostik und Therapieplanung

Mit 279 Abbildungen und 16 Tabellen

123

HerausgeberUlrike AttenbergerInstitut für Klinische Radiologie und Nuklearmedizin, Universitätsmedizin Mannheim, Med. Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Mannheim

Manuel RitterKlinik für Urologie, Universitätsmedizin Mannheim, Med. Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Mannheim

Frederik WenzUniversitätsklinikum Mannheim, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Mannheim

ISBN 978-3-662-50467-3 978-3-662-50468-0 (eBook)DOI 10.1007/978-3-662-50468-0

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Umschlagsgestaltung: deblik BerlinFotonachweis Umschlag: © Dr. Anja Weidner, Universitätsmedizin Mannheim, Med. Fakultät Mannheim der Universität HeidelbergZeichner: Michaela von Aichberger, Erlangen

Gedruckt auf säurefreiem und chlorfrei gebleichtem Papier

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V

Vorwort

Mit der Herausgabe dieses Buches hat sich ein Wunschtraum erfüllt: Diagnostik und therapeutische Implikation vertreten in einem Konsortium aus Radiologie, Nuklearmedizin, Urologie und Strah-lentherapie. Nur im unmittelbaren Bezug zur therapeutischen Relevanz und der dezidierten Diskus-sion der therapeutischen Optionen kann das immense Potenzial aktueller high-end-diagnostischer Verfahren für die Prostatakarzinomdiagnostik sinnvoll bewertet und eingesetzt werden.

Nach Einführung in die Grundlagen der radiologischen und nuklearmedizinischen Bildgebungs-techniken wird der Stellenwert der multiparametrischen Diagnostik entwickelt. Es wird dabei besonderer Wert auf die therapeutische Konsequenz des jeweiligen Bildbefundes gelegt.

Anhand von vielen instruktiven Fallbeispielen werden Differenzialdiagnostik und Karzinom-graduierung eingängig erläutert und illustriert. Dabei wird ein Bogen von den Differenzialdia-gnosen über die Primär- bis hin zur Rezidivdiagnostik geschlagen.

Dieses Buch richtet sich an alle Kolleginnen und Kollegen, die die technischen Grundlagen der unterschiedlichen bildgebenden Verfahren einer dezidierten Prostatadiagnostik verstehen und in unmittelbarem Bezug zu ihrer therapeutischen Konsequenz im klinischen Alltag einsetzen wollen.

An dieser Stelle möchte ich es nicht versäumen, allen beteiligten Kolleginnen und Kollegen für ihren großartigen Einsatz bei der Erstellung dieses Buches zu danken!

Ulrike AttenbergerMannheim, den 12. Juni 2016

Inhaltsverzeichnis

1 Technische Grundlagen der Prostata-MRT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

Stefan Schönberg, Frank Gerrit Zöllner

1.1 Morphologische Bildgebung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2

1.2 Diffusionsgewichtete MRT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

1.2.1 Grundlagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

1.2.2 Untersuchungsprotokoll . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6

1.2.3 Klinischer Stellenwert . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8

1.3 MRT-Perfusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

1.3.1 Grundlagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

1.3.2 Untersuchungstechnik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11


1.4 MR-Spektroskopie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14

1.4.1 Grundlagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14


1.5 Natriumbildgebung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16

1.5.1 Grundlagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16


Literatur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17

2 Physikalisch-technische Grundlagen und Tracerent wicklung in der Positronen emissionstomografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

Gerhard Glatting, Carmen Wängler, Björn Wängler

2.1 Physikalisch-technische Grundlagen der PET-CT und PET-MRT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20

2.1.1 Grundlagen der Positronen emissionstomografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20

2.1.2 PET-CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32

2.1.3 PET-MRT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32

2.2 PET-Radiotracerentwicklung für die spezifische bildgebende Diagnostik des Prostatakarzinoms 34

2.2.1 Bedarf an geeigneten Radiotracern . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34

2.2.2 Allgemeine Charakteristika . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35

2.2.3 Bildgebung über erhöhten Metabo lismus, verstärktes Wachstum oder erhöhtes

Androgenrezeptorniveau . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35

2.2.4 Bildgebung mittels spezifischer Anreicherung im Tumor . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39

2.2.5 Ausblick . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49

Literatur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49

3 Primärdiagnostik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57

Anja Weidner, Ali Abaci, Natalie Donk, Ulrike Attenberger

3.1 Magnetresonanztomografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58

3.1.1 Epidemiologie und klinische Grundlagen des Prostatakarzinoms . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58

3.1.2 Histologisches Grading . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60

3.1.3 Gleason Score . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60

3.1.4 Funktion der Prostata und deren Bildmorphologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62

3.1.5 Diagnostischer Stellenwert der Bildgebung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 63

3.1.6 Indikationen zur multiplanaren MRT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 65

3.1.7 Bildmorphologische Charakteristika der Differenzial diagnosen des Prostatakarzinoms . . . . . . . . . 69

VIIInhaltsverzeichnis

3.1.8 Stellenwert funktioneller Bild gebungsparameter in der Differenzierbarkeit von Herdbefunden . . . . . 71

3.1.9 Protonenspektroskopie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 73

3.1.10 Multiparametrische vs. rein morphologische MRT-Information . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 74

3.1.11 PI-RADS-Klassifikation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 75

3.2 Ultraschalldiagnostik aus urologischer Sicht . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78

3.2.1 Vorbereitung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78

3.2.2 Schallkopftechnik und Schnittebenen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78

3.2.3 Sonografische Anatomie der Prostata . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81

3.2.4 Volumenbestimmung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81

3.2.5 Gutartige Prostataveränderungen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82

3.2.6 Prostatakarzinom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 84

Literatur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 87

4 Biopsie und Targeting . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91

Niklas Westhoff, Manuel Ritter, Kay M. Westenfelder, Matthias Eiber, Tobias Maurer

4.1 Ultraschallgesteuerte Biopsie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92

4.1.1 Historie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92

4.1.2 Indikationen zur Prostatabiopsie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93

4.1.3 Transrektale vs. transperineale Biopsie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93

4.1.4 Antibiotikaprophylaxe . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94

4.1.5 Vorgehensweise . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94

4.1.6 Aufarbeitung der Stanzzylinder . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96

4.1.7 Komplikationen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97

4.1.8 Einsatz innovativer ultraschall basierter Techniken . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97

4.1.9 Aktueller Stellenwert . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98

4.2 MRT-Biopsie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98

4.2.1 Allgemeines . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98

4.2.2 Gerätetechnische Voraussetzungen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98

4.2.3 Durchführung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99

4.2.4 Zusammenfassung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99

4.3 Fusionierte Biopsie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 100

4.3.1 Allgemeines . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 100

4.3.2 Einsatzmöglichkeiten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101

4.3.3 MRT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102

4.3.4 Sonografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 103

4.3.5 Kognitive Fusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 103

4.3.6 Apparative Fusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104

4.3.7 PSMA-PET-MRT-Fusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107

4.3.8 Zusammenfassung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107

Literatur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109

5 Primärstaging des Prostatakarzinoms . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 111

Tobias Franiel, Moritz Kasel-Seibert, Robert Drescher, Martin Freesmeyer

5.1 Magnetresonanztomografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112

5.1.1 Patientenvorbereitung und Untersuchungsprotokoll . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112

5.1.2 Lokalisation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112

5.1.3 Stadieneinteilung nach TNM-Klassifikation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 115

5.1.4 Staging von Lymphknoten- und Fernmetastasen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121

5.1.5 Therapeutische Vorteile des MRT-Primärstagings . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121

VIII Inhaltsverzeichnis

5.2 Nuklearmedizin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122

5.2.1 Einleitung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122

5.2.2 PSMA-PET/CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 123

5.2.3 Cholin-PET/CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 128

5.2.4 Fluorid-PET/CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 131

5.2.5 FDG-PET/CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 131

Literatur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 134

6 Therapieplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 139

Jost von Hardenberg, Manuel Ritter, Frederik Wenz, Ali Abaci

6.1 Fokale HIFU-Therapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140

6.1.1 Allgemeines . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140

6.1.2 Identifikation des Indextumors . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 141

6.1.3 Karzinomausdehnung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142

6.1.4 Lokalisation der Läsion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142

6.2 Radikale Prostatektomie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 143

6.2.1 Allgemeines . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 143

6.2.2 Nutzungsvoraussetzung für die Bildgebung in der Therapieplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 144

6.2.3 Chirurgisches Vorgehen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 145

6.3 Strahlentherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148

6.3.1 Einleitung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148

6.3.2 Was ist ein Linearbeschleuniger? . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148

6.3.3 Techniken beim Prostatakarzinom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 149

6.3.4 Stellenwert beim Prostatakarzinom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 150

6.3.5 Therapie des lokal begrenzten Prostatakarzinoms . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 152

6.3.6 Lymphknotenmetastasierung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 155

6.3.7 Neoadjuvante hormonablative Therapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 156

6.3.8 Brachytherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 156

6.3.9 Therapie des lokal fortgeschrittenen Prostatakarzinoms . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157

Literatur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157

7 Therapiemonitoring und Rezidivstaging . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161

Rotem Lanzman

7.1 Einleitung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162

7.2 Rezidivdiagnostik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 163

7.2.1 Lokalrezidivdiagnostik mittels MRT nach radikaler Prostatektomie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 163

7.2.2 Lokalrezidivdiagnostik mittels MRT nach Radiotherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 165

7.2.3 Lokalrezidivdiagnostik mittels MRT nach HIFU . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 168

7.2.4 Skelettszintigrafie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 168

7.2.5 Computertomografie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 169

7.2.6 PET-CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 169

7.3 Aktive Überwachung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 173

Literatur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 176

Serviceteil . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 181

Stichwortverzeichnis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 182

IX

Autorenverzeichnis

Abaci, Ali, Dr. med. Medizinische Hochschule Hannover

Klinik für Strahlentherapie und Spezielle Onkologie

Carl-Neuberg-Straße 1

30625 Hannover

[email protected]

Attenberger, Ulrike, Prof. Dr. med.Universitätsmedizin Mannheim

Medizinische Fakultät Mannheim

der Universität Heidelberg

Institut für Klinische Radiologie und Nuklearmedizin

Theodor-Kutzer-Ufer 1–3

68167 Mannheim

[email protected]

Donk, Natalie Ingrid, cand. med. Universitätsmedizin Mannheim,





68167 Mannheim

[email protected]

Drescher, Robert, Dr. med. Universitätsklinikum Jena

Institut für Diagnostische und Interventionelle

Radiologie

Sektion Neuroradiologie

Erlanger Allee 101

07747 Jena

[email protected]

Eiber, Matthias, PD Dr. med.Technische Universität München

Nuklearmedizinische Klinik und Poliklinik

Ismaninger Straße 22

81675 München

[email protected]

Franiel, Tobias, PD Dr. med.Universitätsklinikum Jena


Radiologie

Erlanger Allee 101

07747 Jena

[email protected]

Freesmeyer, Martin, Dr. med. Facharzt für Radiologie und Nuklearmedizin

Bachstraße 18

07743 Jena

[email protected]

Glatting, Gerhard, Prof. Dr. Universitätsmedizin Mannheim,



Medizinische Strahlenphysik/Strahlenschutz


68167 Mannheim

[email protected]

von Hardenberg, Jost, Dr. med. Universitätsmedizin Mannheim,



Klinik für Urologie


68167 Mannheim

[email protected]

Kasel-Seibert, Moritz, Dr. med. Universitätsklinikum Jena


Radiologie

Erlanger Allee 101

07747 Jena

[email protected]

X Autorenverzeichnis

Lanzman, Rotem Shlomo, Prof. Dr. med.Universitätsklinikum Düsseldorf

Institut für Diagnostische und Interventionelle Radiologie

Moorenstraße 5

40225 Düsseldorf

[email protected]

Maurer, Tobias, PD Dr. med.Technische Universität München

Urologische Klinik und Poliklinik


81675 München

[email protected]

Michel, Maurice-Stephan, Prof. Dr. med.Universitätsmedizin Mannheim,





68167 Mannheim

[email protected]

Ritter, Manuel, PD Dr. med.Universitätsmedizin Mannheim,





68167 Mannheim

[email protected];

[email protected]

Schönberg, Stefan, Prof. Dr. med. Universitätsmedizin Mannheim





68167 Mannheim

[email protected]

Wängler, Carmen, PD Dr. rer.nat.Universitätsmedizin Mannheim





68167 Mannheim

[email protected]

Wängler, Björn, Prof. Dr. rer. nat.Universitätsmedizin Mannheim





68167 Mannheim

[email protected]

Weidner, Anja, Dr. med. Universitätsmedizin Mannheim





68167 Mannheim

[email protected]

Wenz, Frederik, Prof. Dr. med.Universitätsmedizin Mannheim,



Klinik für Strahlentherapie und Radiologie


68167 Mannheim

[email protected]

Westhoff, Niklas, Dr. med. Universitätsmedizin Mannheim,





68167 Mannheim

[email protected]

Westenfelder, Kai, Dr. med. Urologische Klinik und Poliklinik

Klinikum rechts der Isar


81675 München

[email protected]

Zöllner, Frank Gerrit, PD Dr. Ing.Computergestützte Klinische Medizin

Medizinische Fakultät Mannheim der Universität

Heidelberg


68167 Mannheim

[email protected]

11

U. Attenberger et al. (Hrsg.), MR- und PET-Bildgebung der Prostata,DOI 10.1007/978-3-662-50468-0_ 1 , © Springer-Verlag Berlin Heidelberg 2017

Technische Grundlagen der Prostata-MRT Stefan Schönberg, Frank Gerrit Zöllner

1.1 Morphologische Bildgebung – 2

1.2 Diffusionsgewichtete MRT – 41.2.1 Grundlagen – 41.2.2 Untersuchungsprotokoll – 61.2.3 Klinischer Stellenwert – 8

1.3 MRT-Perfusion – 101.3.1 Grundlagen – 101.3.2 Untersuchungstechnik – 111.3.3 Klinischer Stellenwert – 11

1.4 MR-Spektroskopie – 141.4.1 Grundlagen – 141.4.2 Klinischer Stellenwert – 14

1.5 Natriumbildgebung – 161.5.1 Grundlagen – 161.5.2 Klinischer Stellenwert – 16

Literatur – 17

2 Kapitel 1 · Technische Grundlagen der Prostata-MRT

1 A. Multiparametrische MRT der Prostata: 5 morphologische T2w 5 diffusionsgewichte Bildgebung 5 Perfusion 5 Spektroskopie

B. Wert höherer Feldstärken C. Notwendigkeit der Endorektalspule

1.1 Morphologische Bildgebung

Grundlage für eine präzise morphologische Bildgebung sind hochaufgelöste T2-gewichtete Sequenzen, d. h. Sequenzen mit einer vorrangig hellen Darstellung flüssigkeitsreichen Gewebes. Mit diesen lässt sich die zonale Anatomie hervorragend abgrenzen und in eine peri phere, zentrale und transitionale Zone unterteilen. Außer dem werden die Samenblasen entsprechend ihres charakteristischen, deutlich hyperintensen, d. h. gegen-über der Umgebung erhöhten, Signals abgebildet.

> Besonders hohe technische Anforderungen an die MRT entstehen durch die notwendige hohe Auflösung feinster Submillimeterstrukturen wie sie beispielsweise bei der Prostatakapsel und den Bestandteile des neurovaskulären Bündels an-zutreffen sind, die Darstellung pathologischer benigner und maligner Veränderungen in allen drei Raumrichtungen sowie die möglichst homo-gene Signalausleuchtung der peripheren Zone.

Diese diagnostische Vorgaben induzieren ein Span-nungsfeld gegenläufiger Parameter der räumlichen Auf-lösung, dem Signal-zu-Rauschen-Verhältnis und der Gesamtmesszeit. Idealerweise sollte die räumliche Auf-lösung in einer Schichtebene von <1 mm in beide Raumrichtungen und einer Schichtdicke von ≤3 mm ohne sichtbares Bildrauschen bei einer Gesamtmesszeit von etwa 3–4 min erreicht werden.

Diese Messsequenz stellt eine zweidimensionale Akquisition dar und wird daher üblicherweise in alle drei Orientierungen wiederholt. Die Messung in trans-versaler und koronarer Orientierung wird dabei an der Hauptachse der Prostata ausgerichtet und daher nach dorsal gekippt. Bei MRT-Systemen mit einer Magnet-feldstärke von 1,5 Tesla reicht das maximal verfügbare Signal zur Erfüllung der genannten Vorgaben bei allei-niger Verwendung von Oberflächenspulen üblicher-weise nicht aus und erfordert die zusätzliche Anwen-dung einer kommerziell verfügbaren Endorektalspule .

Der Nachteil dieser Spulen besteht in dem geringeren Patientenkomfort, den zusätzlichen Kosten, dem er-höhten Zeitaufwand durch die nötige präzise anato-mische Positionierung vor der Untersuchung und im Besonderen durch die Signalinhomogenität, die durch die räumliche Nähe zwischen Spulenoberfläche und peripherer Zone der Prostata verursacht und durch Luft inner- und außerhalb der Gummiummantelung der Spule weiter verstärkt wird. Verschiedene Ansätze, diese durch Füllung des Spuleninneren mit homogenisie-renden Substanzen wie Barium oder Perfluorcarbon zu reduzieren und gleichzeitig die Luft durch bessere Spulenentfaltung und somit besserer Anpassung an die Prostatahinterwand zu reduzieren, haben keinen kon-sistenten Erfolg erzielt und sich daher angesichts des deutlich erhöhten Aufwands in der klinischen Routine nicht durchgesetzt (Rosen 2007). Hinzu kommt, dass nach einer erfolgten Prostatabiopsie mehrere Wochen auf den Einsatz der Endorektalspule verzichtet werden sollte. Auf MRT-Systemen mit einer Feldstärke von 3 Tesla kann die T2-gewichtete Bildgebung zuverlässig ohne Endorektalspule durchgeführt werden bei akzep-tablen Signal-zu-Rauschen-Verhältnis , was einen er-heblichen Vorteil für den Einsatz in der klinischen Rou-tine bedeutet (. Abb. 1.1).

Trotz der hohen technischen Vorgaben reicht die räumliche Auflösung beim Prostatakarzinom häufig nicht aus, eine diskrete Kapselpenetration mit begin-nender Infiltration in das neurovaskuläre Bündel oder eine beginnende Infiltration der Samenblasen abzu-grenzen. Aus diesem Grund existieren seit einigen Jah-ren Forschungsbestrebungen, MRT-Untersuchungen der Prostata bei einer Feldstärke von 7 Tesla durchzu-führen. Dem linearen Zugewinn an Signal steht der Nachteil der deutlich höheren Signalinhomogenität aufgrund der höheren Resonanzfrequenz und der damit verbundenen kürzeren Wellenlänge für die Signalan-regung gegenüber. Aktuelle Bestrebungen verwenden mehrere Sender mit variabler Hochfrequenzeinstrah-lung zur Homogenisierung.

> Mit der mittlerweile kommerziellen Verfügbar-keit klinisch zugelassener 7-Tesla-Systeme mit entsprechender Technologie ist mittelfristig eine Durchführung von Routineuntersuchungen bei dieser Feldstärke an ausgewählten Zentren zu erwarten (Ertürk 2015).

Ein weiterer Entwicklungsbedarf besteht für den Ein-satz dreidimensionaler Untersuchungssequenzen, um

131.1 · Morphologische Bildgebung

beispielsweise die Tumorausdehnung in nur einer Mes-sung in allen drei Raumrichtungen zu erfassen mit der anschließenden Möglichkeit zur Rekonstruktion be-liebiger Schichtorientierungen mittels herkömmlicher 3D-Nachverarbeitungssoftware. Hierdurch lässt sich u.a. die Tumorinfiltration in die Samenblasen besser darstellen, gleichzeitig können benigne Nebenbefunde wie die Elevation des Blasenbodens oder die Kompres-sion der Urethra durch benigne Prostatahyperplasie in gekurvten Rekonstruktionen gezielt herausgearbeitet werden. Außerdem weisen dreidimensionale Mess-sequenzen ein intrinsisch höheres Signal auf, so dass im Unterschied zu 2D-Sequenzen isotrope Voxel, d. h. mit gleicher räumlicher Auflösung in jeder Raumrichtung, mit einer Kantenlänge von nur einem Millimeter aufge-nommen werden können (Srinivasan 2015). Der ent-scheidende Nachteil derzeit verfügbarer Sequenzen liegt im reduzierten T2-Kontrast aufgrund der Begren-zung der maximalen Hochfrequenzleistung während der Messung mit der Erfordernis variierender Spinaus-lenkung, im Auftreten von Verschmierungsartefakten (»blurring «) durch die langen Signalauslesezeiten sowie

die längeren Gesamtmesszeiten mit dem Auftreten von Bewegungsartefakten . Daher finden diese Sequenzen bisher keine breite Anwendung in der klinischen Rou-tinebildgebung.

Ergänzend zu T2-gewichteten Sequenzen wird ins-besondere nach erfolgter Prostatabiopsie eine separate Messung mit T1-Wichtung empfohlen, auf der Blutbe-standteile im Methämoglobinstadium hell erscheinen und somit das Ausmaß von Einblutungen beurteilen las-sen. Diese können potenziell die Validität der funktio-nellen MRT-Parameter der Gewebedichte, der Durchblu-tung und des Metabolismus beeinflussen, so dass ausge-prägte Blutungsareale gezielt mit den entsprechenden quantitativen Parameterkarten räumlich korreliert wer-den sollten. Um die Messzeit des Gesamtunter-suchungsprotokolls möglichst kurz zu halten, bietet sich an, diese Information als integrierten Bestandteil einer 3D-Gradientenechosequenz mit hoher räumlicher Auf-lösung bei 0,8 mm Kantenlänge und großem Gesichts-feld, auf dem gleichzeitig vergrößerte Lymphknoten oder Knochenmetastasen mit erfasst werden können, durch-zuführen.

. Abb. 1.1a–c Intraindividueller Vergleich der Darstellungen bei einem Patienten mit und ohne Endorektalspule. a Position der Spule im sa-gittalen Bild. b Axiales Bild der Prostata mit Spule im direkten Vergleich zu c ohne Spule. c Minimal höheres Bildrauschen, dafür deutlich bes-sere Signalhomogenität und geringe Deformation der Drüse, weshalb die prostatischen Veränderungen insgesamt klarer abgrenzbar sind

a b c


11.2 Diffusionsgewichtete MRT

1.2.1 Grundlagen

Die diffusionsgewichtete MRT der Prostata (»diffusion-weighted imaging«, DWI ) basiert auf der Erfassung der Brownsche Molekularbewegung (BM) in verschiedenen Kompartimenten des intra- und extrazellulären Raums. Während die BM intrazellulär aufgrund von Zellor-ganellen und anderen Strukturen eingeschränkt ist, be-steht im Extrazellulärraum der meisten Normalgewebe eine relativ ungehinderte Molekülbeweglichkeit. Dem-gegenüber kommt es durch Anschwellen der Zellen, beispielsweise bei der zerebralen Ischämie, oder durch dichtere Anordnung der Zellverbände bei onkologi-schen Erkrankungen zu einer signifikanten Reduktion der freien Diffusionswegstrecke. Dieses Phänomen wird für die MRT-Bildgebung gezielt ausgenutzt durch sogenannte diffusionsgewichtete Messsequenzen, die eine spezielle Abfolge von Hochfrequenzimpulse und Magnetfeldgradienten verwenden: nach Anregung mit einem 90°-Puls und Auslenkung der Protonenspins aus der Longitudinal- und in die Transversalebene wird ein erster Magnetfeldgradient geschaltet, wodurch es zu einer Dephasierung der Protonenspins in Abhängigkeit der freien Diffusion kommt. Nach einer definierten Zeit werden die Protonenspins durch einen zweiten, identi-schen, aber gegenläufigen Magnetfeldgradienten repha-siert, wodurch das Signal in Geweben mit keiner bzw. eingeschränkter Diffusion in der nachfolgenden Da-tenauslese erhalten bleibt, während es in Geweben mit hoher Diffusion insgesamt zu einem Nettosignalverlust kommt (Dietrich 2010). Das Ausmaß dieser diffusions-induzierten Effekte hängt von der Wahl der spezifischen Parameter der Untersuchungssequenz, insbesondere von der Höhe und Schaltdauer des diffusionsgewich-teten Dephasierungs- und Rephasierungsgradienten, die in dem sogenannten b-Wert mit der Einheit s/mm2 zusammengefasst sind, ab. Wiederholt man diesen Messablauf mit unterschiedlichen b-Werten, so liegen alle Messwerte, unter der Annahme einer Gauß-Nor-malverteilung mit gleichen Diffusionsprozessen in alle Raumrichtungen und logarithmischer Auftragung auf der Ordinatenachse, auf einer Geraden, deren Steigung durch den Diffusionskoeffizient en D definiert wird. In vivo wird dieser als apparenter Diffusionskoeffizient (»apparent diffusion coefficient«, ADC ) mit der Einheit mm2/s bezeichnet, durch eine lineare Regression der Einzelmesswerte bestimmt und dient üblicherweise der

quantitativen Charakterisierung der Diffusionseigen-schaften des zu untersuchenden Gewebes. Grundsätz-lich gilt hierbei ein reziprokes Verhältnis zwischen dem Grad der Diffusionsrestriktion und der Höhe des ADC-Werts, d. h. je niedriger der ADC-Wert desto stärker die Einschränkung der Brown-Molekularbewe-gung und desto höher der Signalerhalt im Rohwertbild. In der Onkologie dient dies als Surrogat für das Ausmaß der Tumorzellinfiltration und zeigt somit im Idealfall die Läsion im Rohwertbild hell und in der ADC-Karte dunkel an (. Abb. 1.2).

Während das Verfahren in der Frühdiagnostik des Schlaganfalls bereits von Beginn an als zentraler Be-standteil des Messprotokolls eingesetzt wurde, hat es trotz dieser eindeutigen Vorteile und der relativ schnel-len technischen Verfügbarkeit dieser Messsequenzen auf klinischen MRT-Systemen substanzielle Weiter-entwicklungen über mehrere Dekaden erfordert, bis die DWI in den letzten Jahren in der Onkologie systema-tisch in die klinische Routine überführt werden konnte. Dies liegt einerseits an der inhärenten Problematik un-terschiedlicher Gewebeeigenschaften, andererseits an der fehlenden Standardisierung der Akquisitionstech-niken und Nachverarbeitung. So ist der Absolutwert des ADC neben der Zelldichte auch von der Zellform, der Größe des Intrazellulärraums und der Organisations-struktur des Gewebes abhängig und wird durch patho-physiologische Vorgänge wie Tumorzellnekrose und Reparationsvorgänge wie Fibrose beeinflusst. Bei erste-rem kommt es zu einem Anstieg des ADC-Werts auf Grund der geringen Diffusionseinschränkung in Flüs-sigkeiten mit der Gefahr einer falsch-negativen Über-lappung der ADC-Werte im nekrotischen Tumor mit denen benigner Entitäten wie Zysten oder Häman-giome, hingegen kann die dichte zelluläre Organisa-tionsstruktur in Fibrosearealen nach erfolgter Therapie zum Absinken des ADC-Wertes mit falsch positivem Tumorverdacht führen. Eine weitergehende Differen-zierung ist hierbei möglich durch die synergistische Be-trachtung von ADC-Karte und Rohwertbild, die bei Fibrose im Gegensatz zum Tumor gleichgerichtet dunkel erscheinen.

Bei den Messparametern der DWI gilt es, besonders die genaue Wahl der b-Werte zu beachten. So werden nach den Prinzipien der sogenannten »intravoxel in-coherent motion theory« (IVIM ) niedrige b-Werte unterhalb von 200 s/mm2 neben Diffusions- auch von Perfusionsprozessen des Gewebes signifikant beein-flusst. Diese Perfusionsfraktion f kann durch Anwen-

151.2 · Diffusionsgewichtete MRT

dung biexponentieller Fitalgorithmen vom eigentlichen Diffusionskoeffizienten differenziert werden und stellt damit einen zweiten quantitativen Gewebeparameter dar (Valerio 2016). Demgegenüber haben sehr hohe b-Werte die höchste Empfindlichkeit gegenüber ein-geschränkter Diffusion in malignem Gewebe, können allerdings aufgrund des hohen Hintergrundrauschens im Bild und der fehlenden Normalverteilung des Sig-nals nicht für die Berechnung des ADC-Werts heran-gezogen werden, da fälschlicherweise eine zu hohe Steigung der Signalkurve und folglich ein zu niedriger ADC-Wert berechnet würden. Alternativ hat sich hier die Ermittlung eines sogenannten virtuellen b-Werts bewährt, bei der ausgehend von den gemessenen b-Wer ten auf der Ausgleichsgeraden über eine mono-exponentielle Extrapolation Werte zwischen 1000 und ≤1400 s/mm2 synthetisch kalkuliert werden können.

> Diese virtuellen b-Werte zeichnen sich interes-santerweise durch die gleichen Signaleigen-schaften bei verbessertem Signal-zu-Rauschen-Verhältnis aus und haben somit Eingang in die klinische Routine gefunden (Bittencourt 2014).

Da diffusionsgewichtete Sequenzen üblicherweise Messzeiten von mehreren Minuten aufweisen, gab es initial aufgrund der Atembewegung des Patienten Be-strebungen, die Messungen in wiederholter Ateman-

haltetechnik durchzuführen oder mit dem Atemzyklus zu synchronisieren. Beide Ansätze haben paradoxer-weise die Konsistenz und Reproduzierbarkeit der Mess-ergebnisse verschlechtert, so dass gegenwärtig Proto-kolle in freier Atmung propagiert werden.

> Die grundlegenden Empfehlungen für die Wahl von b-Werten, Nachverarbeitung und Messablauf wurden im Jahr 2009 in einer internationalen Konsensuspublikation zusammengefasst und haben wesentlich zur Vereinheitlichung der Pro-tokolle und Vergleichbarkeit der Ergebnisse beigetragen (Padhani 2009).

Eine verbleibende Herausforderung ist der Einsatz höhe rer Feldstärken oberhalb von 1,5 Tesla. Dem ein-deutigen Vorteil der höheren Signalstärke stehen die höhere Signalinhomogenität und der schnellere Signal-zerfall nachteilig gegenüber. Gerade bei DWI -Sequen-zen führen diese Nachteile zu erheblichen Verzerrungs- und bandförmigen Wiederholungsartefakten sowie zur inhomogenen Schwankungen der Absolutwerte der ADC-Werte im Bild. Der entscheidende Durchbruch kam hier erst durch die Einführung von MRT-Systemen mit mehr als einem Hochfrequenzsender (sogenannte Multiple-Transmit-Technologie ), die separat voneinan-der angesteuert das Gewebe in vordefinierter Form an-regen und somit regionale Signalinhomogenitäten er-

. Abb. 1.2a–e Diffusionsgewichtete MRT. a–c Drei verschiedene b-Werte (50, 400, 800 s/mm2) bei einem Patienten mit Prostatakarzinom rechts. Mit zunehmender Stärke der Diffusionsgewichtung kommt es zu einer Signalumkehr mit heller Demarkierung des Tumors als Aus-druck der erhöhten Diffusionsrestriktion (Pfeile in c). d, e Der aus den b-Werten berechnete ADC-Wert zeigt auf zwei Schichtebenen eine deutliche Signalabsenkung im Mittel auf 0,714×10-3 mm2/s als Zeichen eines höhergradigen Prostatakarzinoms

a

d e

b c


1

heblich verringern können. Gleichzeitig kann durch die Wahl kleiner Anregungsvolumina, auch Zoom genannt, die Signalauslese deutlich verkürzt und damit der Sig-nalzerfall signifikant reduziert werden (Riffel 2014). Der Einsatz dieser Technologie (. Abb. 1.3) hat auf-grund der überwiegenden Vorteile zu einer schnellen Verbreitung der 3-Tesla-Systeme für die onkologische Bildgebung mit DWI geführt (Thierfelder 2014).

1.2.2 Untersuchungsprotokoll

Ein klinisches DWI-Untersuchungsprotokoll für die MRT-Bildgebung der Prostata besteht heute üblicher-weise aus drei Kom ponenten (. Tab. 1.1).

Während bei einer Feldstärke von 1,5 Tesla die Ver-wendung der Endorektalspule aufgrund der Rausch-

empfindlichkeit der diffusionsgewichteten Sequenzen stark zu empfehlen ist, kann bei 3 Tesla auf die Endo-rektalspule verzichtet werden. Hierbei gilt allerdings zu beachten, dass durch das luftgefüllte Rektum erhebliche lokale Feldinhomogenitäten induziert werden, die die Verzerrungs- und Wiederholungsartefakte der DWI zusätzlich verstärken. Durch Anwendung der Zoom Technologie können diese Artefakte fast vollständig eliminiert werden, wodurch die Objektdeformierung <1 mm beträgt (Attenberger 2015). Die Absolutwerte des ADC bleiben durch diese Technik unverändert. Durch die Verwendung frei variierbarer Hochfrequenz-impulse kann das Anregungsvolumen bandförmig auf das Zielorgan angepasst werden, wodurch die Auslese-zeit der DWI verkürzt und somit mehr Signal erhalten werden kann. Dies ermöglicht auch die Akquisition sehr stark diffusionsgewichteter Aufnahmen mit einem

. Abb. 1.3a–d Intraindividueller Vergleich einer Prostata-MRT-Untersuchung ohne (a, c) und mit (b, d) Multiple-Transmit-Technologie. a, b Bildfusion mit der entsprechenden T2-gewichteten morphologischen Aufnahme. c, d Jeweils entsprechende DWI-Aufnahmen, wobei a und c eine deutliche Verzerrung der DWI-Aufnahme (Pfeile) mit einem Versatz von etwa 1 cm gegenüber der anatomischen Begrenzung der Prostatahinterwand und bandförmigen Artefakten entlang des luftgefüllten Rektums zeigen. In d findet sich für das kleinere Anregungs-volumen der DWI (weißer Rahmen) eine nahezu perfekte Übereinstimmung mit den anatomischen Grenzen

a b

c d


b-Wert von 2000 s/mm2 und akzeptablem Signal-zu-Rauschen-Verhältnis , auf denen das Prostatakarzinom ein deutlich erhöhtes Signal aufweist, während das um-liegende Normalgewebe fast vollständig unterdrückt wird (Tamada 2014). Somit entsteht ein Hochkontrast-bild des Tumors, das die schnelle und sicherere De-tektion erheblich erleichtert. Durch softwarebasierte Inversion des Schwarz-Weiß-Bildes kann der subjek-tive Bildkontrasteindruck noch weiter erhöht werden (. Abb. 1.4).

Aufgrund der Tumorheterogenität ist der ADC-Wert nicht homogen über die Gesamtläsion verteilt. Typischerweise wird jedoch zur Absolutwertbestim-mung eine Kontur um die Zielläsion gezogen, die nur den mittleren ADC-Wert der Läsion ausgibt. Neue Soft-waretechniken erlauben die histogrammbasierte Ana-lyse des ADC-Werts jedes einzelnen Voxels, d. h. des kleinsten auflösungsbestimmten Volumenelements im Bild, sodass verschiedene Perzentilen für darunter oder darüber liegende Werte zur besseren Differenzierung zwischen Tumorarealen unterschiedlicher Aggressivi-tätsstufen und Normalgewebe herangezogen werden können (Donati 2014). Darüber können durch Einsatz ausgewählter Softwaremethoden, die mehrere Daten-

sätze anatomisch koregistrieren, Änderung der ADC-Werte einer Zielläsion voxelbasiert durch Verschiebung des Histogramms im Verlauf erfasst werden. Eine Ver-schiebung des Histogramms zu höheren ADC-Werten zeigt hierbei beispielsweise ein Ansprechen unter The-rapie mit Tumorgewebsuntergang, während der gegen-läufige Effekt ein Hinweis auf Tumorrezidiv sein kann (Li 2012).

Während bei Tumoren der peripheren Zone die DWI mit ADC-Wert-Berechnung und Tumordetektion mit stark diffusionsgewichteten Rohwertbild üblicher-weise für eine präzise Prostatakarzinomerkennung aus-reicht, kann bei ausgeprägten prostatischen Verände-rungen mit fokalem Gewebeumbau eine geringe Trenn-schärfe resultieren, die weitergehende Methoden für eine verbesserte Differenzierung erfordert. Ähnliche Herausforderungen bestehen in der transitionalen Zone aufgrund einer deutlich inhomogeneren Gewebsarchi-tektur, die häufig eine ausgeprägte Diffusionsrestriktion verursacht. Innovative Methoden ermöglichen die Er-fassung des Prostatakarzinoms bei sehr hohen b-Werten von mindestens 2000 s/mm2 über die Abweichung von der Gauß-Normalverteilung , dem sogenannten Kurto-sis-Wert . Demgegenüber kann durch die eine separate

. Tab. 1.1 Routineprotokoll für die DWI der Prostata bei 3 Tesla

Bedeutung Technik Messzeit (min) Analyse

Quantifizierung des ADC

DWI mit Zoom und vier b-Werten (0, 50, 400, 800 s/mm2), räumliche Auflösung 1,6×1,6×3 mm3

3:19 Monoexponentieller Fit zur absoluten ADC-Wert-Bestimmung

Tumordetektion

b-Wert 1400 s/mm2, Berechnung durch mono-exponentielle Extrapolation

- Signalerhöhung im Tumorgewebe im kalkulierten Rohwertbild

b-Wert 2000 s/mm2, separate Messung, räumliche Auflösung 1,9×1,9×4 mm3

2:45 Signalerhöhung im Tumorgewebe gemessenen Rohwertbild

. Abb. 1.4a–c Stark diffusionsgewichtete Sequenz mit einem b-Wert von 2000 mm2/s (selber Patient wie in . Abb. 1.2): a Originalroh-wertbild mit exzellentem Tumor-zu-Hintergrund- Kontrast bei akzeptablem Hintergrundrauschen. b Selbe Schnittebene als invertiertes Bild zur verbesserten Visualisierung. c Volumetrische Darstellung der multifokalen Gesamttumorausdehnung in beiden Prostatalappen basierend auf der Summe aller 2D-Schichten

a b c


1Messung mit einer Serie von niedrigen b-Werten kleiner 200 s/mm2 die IVIM Perfusionsfraktion der Prostata er-fasst werden. Allerdings ist der klinische Stellenwert beider Techniken noch nicht abschließend belegt, da die signifikante Überlegenheit gegenüber dem aktuellen Routineprotokoll in alleiniger oder kombinierter An-wendung noch nicht systematisch an größeren Patien-tenkollektiven belegt wurde (Roethke 2015).

Einen anderen, sehr vielversprechenden Ansatz ver-folgt die sogenannte MR-Fingerprinting(MRF )-Tech-nik. Bei diesem Verfahren wurden durch eine pseudo-randomisierte Anregung arbiträre Signalvariationen des Gewebes aufgenommen, woraus durch ein Abgleich mit einer Datenbank beliebige quantitative MRT-Parameter parallel errechnet werden können (Ma 2013). Die Refe-renzstandards in der Datenbank lassen sich über die Lö-sung der Bloch-Gleichungen ermitteln. In einer ersten Studie konnte anhand der zweidimensionalen Analyse von T2- und ADC-Wert des Gewebes eine exzellente Differenzierung zwischen Prostatakarzinom und Nor-malgewebe mittels MRF erreicht werden (Badve 2015). Bisher ist diese Technik fast ausschließlich auf MRT-Forschungssystemen verfügbar, sie lässt allerdings ange-sichts der gleichzeitigen Akquise vielfältiger quantitati-ver Messparameter mit kurzen Messzeiten ohne Einsatz von Kontrastmittel eine schnelle klinische Verbreitung erwarten.

1.2.3 Klinischer Stellenwert

Die DWI hat sich neben der morphologischen Bild-gebung mittels T2-gewichteten Sequenzen als zentrale Technik zur Detektion und Charakterisierung des Pro-statakarzinoms etabliert. In den letzten Jahren konnte dieser Stellenwert von Einzelbeschreibungen und mo-nozentrischen Fallserien auf prospektive multizentri-sche Studien übertragen werden. In der sogenannten PCa-MAP-Studie (Prostate Cancer localization with a Multiparametric MR Approach, https://clinicaltrials.gov/ct2/show/NCT01138527 ), die auf identischen MRT-Systemen mit identischer Protokoll- und Para-meterwahl in drei Kontinenten durchgeführt wurde, konnte in der Pilotstudie eine hohe Genauigkeit für die DWI alleine demonstriert werden mit einem AUC -Wert für die periphere Zone von 0,94 und für die zen-trale Zone von 0,89 unter Einsatz eines logistischen Regressionsmodells. Aufgrund der Validität solcher Studien hat sich der ADC-Wert für die periphere Zone

als entscheidendes diagnostisches Kriterium in der zweiten Auflage des standardisierten Befundungssche-mas PI-RADS v2 (»prostate imaging – reporting and data system version 2«) etabliert.

Neben der Prostatakarzinomdetektion existierten von Beginn an Überlegungen, den Grad der Diffusions-restriktion und die damit verbundene Absenkung des ADC-Werts für die Erfassung der Tumoraggressivität einzusetzen. Hierbei konnte in vielen Studien eine signi-fikante inverse Korrelation zwischen dem Gleason Score und der Höhe des ADC-Werts gefunden werden (. Tab. 1.2). Besondere Beachtung fand hier die in den letzten Jahren eingeführte histogrammbasierte Analyse, die voxelbasiert eine signifikante Differenzierung zwischen niedriggradigen Tumoranteilen mit einem Gleason Score von 6 und höhergradig en ≥8 erlaubt.

Diese Ergebnisse eignen sich sehr gut zum Einsatz bei Active-Surveillance-Programmen, da anhand der ADC-Karte sichergestellt werden kann, dass die ziel-gerichtete Biopsie mittels MRT-Ultraschall-Fusion die dominante intraprostatische Läsion (DIL ) erfasst und es somit bei multifokalen Tumormanifestation zu keiner Unterschätzung des Gleason Score kommt. Außerdem kann somit in Serienbiopsien die DIL wiederholt zur Verlaufsbeurteilung herangezogen werden. Auch eine Analyse von zeitlichen Änderungen des ADC-Werts im Verlauf mit der Konsequenz einer gezielten bioptischen Analyse zur Erfassung einer Zunahme der Tumorag-gressivität konnte bereits in Studien gezeigt werden (Morgan 2011).

Ermutigt durch die guten Ergebnisse haben sich neuere Analysen mit der Möglichkeit beschäftigt, die Detektionsrate durch sehr stark diffusionsgewichtete Aufnahmen weiter zu verbessern und die Untersucher-abhängigkeit zu reduzieren. In einer aktuellen Studie aus dem eigenen Institut wurde eine diffusionsgewich-tete Messsequenz mit einem b-Wert von 2000 s/mm2 und paralleler Signalanregung eingesetzt mit dem Ziel, diese Technik als alleinige Screening-Methode für das Vorliegen eines signifikanten Prostatakarzinom zu ver-wenden. Dabei fand sich für alle drei Befunder eine sehr hohe Genauigkeit mit einer Sensitivität von 96 % und einem negativen prädiktiven Wert von 88 %. Nur ein klinisch nicht signifikantes Prostatakarzinom mit einem Gleason -Grad (GG) von 6 (3+3) wurde von allen Readern nicht erkannt, es wurde jedoch kein aggres-sives (GG>6) Prostatakarzinom übersehen. Auch ein Fall mit zwei Läsionen [Indexläsion GG 7 (3+4), zweite Läsion GG 6 (3+3)] wurde von allen detektiert. Der


. Tab. 1.2 Ausgewählte Literaturübersicht zur Korrelation zwischen ADC-Wert in der MRT und histologisch bestimmter Tumor-aggressivität

Autor Jahr Journal Sicherung n ADC (10-3 mm2/s)

GS Mittlere PSA-Konzen-tration (ng/ml)

Kommentar

Woodfield 2010 AJR Biopsie, r 57 0,860 0,702 0,672 0,686

6 7 8 9

10,3±7,2 Inverse Korrelation ADC zu prozentualer Tumorinfiltration

Turkbey 2011 Radiology Biopsie, r 48 1,218 0,898 0,599

6 8 10

6,3 Signifikante inverse Korrelation ADC/GS

Itou 2011 JMRI Radikale Prostatektomie, r

60 1,04 0,867 0,729

≤6 7 ≥8

8,97 10,77 8,82

Signifikante inverse Korrelation ADC/GS

Doo 2012 Eur Radiol Radikale Prostatektomie, r

51 0,779 0,875

≥7 ≤6

11,5 Signifikanter Unter-schied (p<0,01)

Donati 2014 Radiology Radikale Prostatektomie, r

85 1,122 0,906 0,789

6 7 ≥8

5,0 10-%-Perzentile beste inverse Kor-relation ADC/GS

De Cobelli 2015 AJR Radikale Prostatektomie, p

36 1,17 0,83 0,74

3+3 7 8–10

9,2 Signifikante inverse Korrelation ADC/GS

ADC »apparent diffusion coefficient«; GS Gleason Score; p prospektiv; PSA prostataspezifisches Antigen; r retrospektiv

. Abb. 1.5a–c Patient mit Z. n. transurethraler Resektion der Prostata (TURP ) aus dem PSA-Screening mit gering steigenden PSA-Werten auf 2,8 ng/ml. Die T2-gewichtete Sequenz (a) zeigt im linken Prostatalappen im Segment 9p/10p eine Signalabsenkung mit diskreter Kapsel-vorwölbung. Die b-2000-Sequenz (b, invertiertes Bild), weist eine ausgeprägte Diffusionsrestriktion auf, die in der Bildfusion (c) dem mor-phologischen Bild präzise zugeordnet werden kann, wodurch eine zielgerichtete Biopsie des betreffenden Areals erleichtert wird

a b c


1Grad der Übereinstimmung zwischen den Readern war exzellent mit κ-Werten >0,9 (Hausmann 2016). Andere Studien belegten ebenfalls die hohe Detektionsrate stark gewichteter DWI-Sequenzen (Rosenkrantz 2013; Tamada 2014). Diese Ergebnisse untermauern das Po-tenzial der MRT als zukünftiges bildgebendes Screen-ing-Verfahren der Wahl, da neben der hohen Detek-tionsrate weitere Vorteile, insbesondere der Verzicht auf Kontrastmittel und Endorektalspule, sowie die kurze Untersuchungszeit von wenigen Minuten bestehen. Entscheidend ist die Einhaltung einer stringenten Pro-zesskette von der Auffälligkeit des Patienten im kli-nisch-urologischen Screening, der optimierten MRT mit DWI und multiparametrischer Bildfusion und der gezielten Biopsie im Ultraschall auf Basis fusionierter MRT-Ultraschalldaten.

1.3 MRT-Perfusion

1.3.1 Grundlagen

Perfusion beschreibt den Blutfluss im Kapillarbett und stellt damit einen wichtigen Parameter zur Beurteilung der Gewebefunktion dar. Der Begriff darf nicht mit dem makrovaskulären Blutfluss großer Arterien verwechselt werden, sondern charakterisiert die Gewebedurch-blutung als Folge eines Bluteinstroms in das Kapillarbett. In der MRT kann man grundsätzlich Techniken mit und ohne Verwendung zusätzlicher Kontrastmittel unter-scheiden (Zöllner 2016b). Letztere werden durch die An-regung der Protonenspins im Blut der organzuführenden Arterie mit einem speziellen Hochfrequenzimpuls und Auslese des Signals nach einer definierten Latenzzeit im Zielgewebe ermöglicht und haben den großen Vorteil, dass keine Kontrastmittelgabe erforderlich und die Tech-nik somit beliebig oft, beispielsweise unter medikamen-töser Gewebestimulation, wiederholbar ist. Aus diesem Grund wird die Technik an ausgewählten Zentren bei der Untersuchung der Gehirnperfusion vor und nach inter-ventioneller oder medikamentöser Thrombolyse durch-geführt und lässt durch selektive Anregung mittels paral-leler Sendetechnologie die isolierte Beurteilung der Ge-webeperfusion einzelner Gefäßterritorien zu. Der große Nachteil dieser kon trastmittelfreien Techniken ist jedoch die das schlechte Signal-zu-Rauschen-Verhältnis , die hohe Empfindlichkeit gegenüber Organbewegung und die schwierige Quantifizierung von absoluten Para-metern der Gewebedurchblutung.

Aus den genannten Gründen wird in der klinischen Routine im Körperstamm derzeit fast ausschließlich die kontrastmittelgestützte Perfusion eingesetzt und tech-nisch als »dynamic contrast-enhanced« (DCE ) bezeich-net. Dabei wird üblicherweise ein Kontrastmittelbolus in halber bis maximal einfacher Dosis eines Gado linium-Chelates mit definierter Injektionsgeschwindigkeit appliziert, begleitet von einer wiederholten Messung einer stark T1-gewichteten 3D-Gradientenecho sequenz auf Höhe des zu untersuchenden Organgebiets. Zu be-achten ist hier, dass sich die Messung über eine aus-reichend lange Zeit von 5–10 min erstreckt, um sowohl die initiale Kontrastmittelanflutung im Gewebe (»first pass «) als auch die Verteilung des Kontrastmittels im Interstitium nach Austritt aus dem Intravasalraum und die Rückverteilung in diesen adäquat zu erfassen. Hier-aus resultieren zwei unterschiedliche Ansätze für die Berechnung von quantitativen Parametern der DCE: 4 First-pass-Messung mit den Größen kapillarer Blutfluss (ml/100 g Gewebe/min) und mittlere Transitzeit (s) 4 Erfassung der Neovaskularisation über die Gefäß-Gewebe-Austausch-Konstante n ktrans und kep.

Letztere charakterisiert insbesondere die maligne Neo-angioneogenese, bei der es aufgrund der Gefäßunreife zu einem vermehrten Kontrastmittelaustritt aus dem Gefäßsystem in das umliegende interstitielle Gewebe kommt.

Für die First-pass-Messung wird mittels dezidierter Nachverarbeitungssoftware aus der Kontrastmittel-verteilung im Gewebe eine Signal-Zeit-Kurve abgeleitet (. Abb. 1.6), die allerdings per se noch nicht die reale Gewebeperfusion abbildet, da darauf einerseits die Geometrie des Kontrastmittelbolus in Abhängigkeit von verschiedenen Kreislaufparametern des Patienten signifikanten Einfluss nimmt. Zur Elimination dieser Störgröße wird eine weitere Signal-Zeit-Kurve aus der zuführenden großen Arterie (arterielle Inputfunktion, AIF ) abgeleitet und die echte Gewebeantwortkurve über den mathematischen Algorithmus der Entfaltung mit der AIF errechnet. Moderne Softwarelösungen füh-ren dies automatisch für jedes einzelne Voxel durch, so dass im Anschluss eine dreidimensionale, quantitative Parameterkarte entsteht.

Für die Erfassung der Neovaskularisation werden mathematische Modelle verwendet, die die Verteilungs-kinetik des Kontrastmittels vom intravasalen in den interstitiellen Raum sowie dessen Rückdistribution

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