Mágnesesrezonancia-elasztográfia 2.0 a lágyszövetek rugalmasságának, viszkozitásának, nyomásviszonyainak meghatározására

Alapfogalmak

Elaszticitás

A tapintásos vizsgálatok a kezdetek­től fogva részei az orvosi diagnosztika eszköztárának. A szövetekben a me­chanikai nyújtás belső feszültséget hoz létre, a szövet ellene feszül a tapintó ujjnak, ennek mértéke a rugalmassági modulussal jellemezhető. A deformá­ciós elaszticitás – vagy nyírási rugalmassági modulus – az emberi test szö­veteiben mintegy nyolc nagyságrendet felölelő skálán változik, így minden más fizikai jellemzőnél érzékenyebb mérést tesz lehetővé. Az elasztográfia a nyírási rugalmasság rendkívül tág határok közötti változékonyságát hasz­nálja ki, miközben a radiológiai réteg­vizsgálati diagnosztika alapjaira épít. (26)

Viszkozitás

A nyírási rugalmassági modulus mel­lett a lágyszövetek viszkozitása, va­lamint az erekben és szövetekben uralkodó belső nyomás is fontos me­chanikai információ a diagnosztika számára. A viszkozitás bepillantást nyújt a szövetek mikrostruktúrájába. Leegyszerűsítve azt mondhatjuk, hogy erősebb hálózatos kapcsolódás mellett a szövet jobban elnyeli a nyíráshullá­mokat, ami azt jelenti, hogy a viszkó­zus biológiai szövetek időben eltolva reagálnak a mechanikai ingerekre, s eközben mechanikai energiát nyelnek el (1. ábra). Valamely anyag kombi­nált viszkoelasztikus tulajdonságait a komplex nyírási modulus (G*) szabja meg. A komplex modulus valós része a rugalmasság mértéke (tárolási mo­dulus, G'), képzetes része a viszkozitási tulajdonságokkal függ össze (vesztesé­gi együttható, G”). Nagyon rugalmas anyag esetében – ilyen pl. az agaróz gél – igen kicsi a veszteségi együttható. A biológiai anyagba való átmenet szi­mulálható néhány papírcsík gélbe me­rítésével, ami nagymértékben növeli a G” értékét, anélkül hogy megváltoz­tatná a gél rugalmas tulajdonságait. (9,24)

1. ábra. A „viszkoelaszticitás” a vizsgált anyag rugóval modellezhető elasztikus tulajdonságait és a rugó rezgéseit csillapító viszkozitási jellemzőit összegzi. Az ábrán a Voigtmodellt mutatjuk be a rugó és a csillapítás együttes hatásának példájaként. A rezgések „szirupszerű” közegben bekövetkező csillapodása (1) a rezgések kitérésének csökkenéséhez, (2) a válasz késlekedéséhez (Φ fázisszög) vezet, ami a kocka tolófeszültség miatti torzulásában (nyírás) is megnyilvánul (lent).

Nyomás

Bár a nyírófeszültség vagy a szöveti elmozdulás a biológiai szövetek­ben szigorúan térfogattartó deformációt hoz létre, mechanikai ingerek hatására minimálisan megváltoz­hat a szövetek térfogata a pórusok és mikrokapillárisok miatt. Eze­ket az összenyomatási, illetve tágu­lási hatásokat, amelyek információt közvetítenek a szövetek belsejében uralkodó nyomásviszonyokról, poroelaszticitás néven foglaljuk össze. A szívelasztográfia alapját egy ettől teljes mértékben különböző nyomá­si törvényszerűség képezi. A szívelasztográfia esetében a létrehozott kamrai nyomás egyenes következménye a szívizomrostok összehúzódá­sának, és közvetlen kapcsolatban áll a miokardiális nyírási rugalmassági modulussal (2. ábra).

2. ábra. A „nyomás” elv az elasztográfiában vagy poroelasztikus tulajdonságokhoz, vagy a változó miokardiális nyírási modulushoz kapcsolódik. A poroelaszticitás előfeltétele, hogy legalább kétfázisú rendszerünk legyen, melynek egyik fázisa szilárd, a másik folyékony. A bemutatott példában az effektív médium összenyomhatósága az érrendszerbeli nyomásváltozásra vezethető vissza. A divergencia a térbeli torzulás mérőszáma, értéke arányos az érben uralkodó nyomással. A szívkamrai nyomás esetében a (csövekkel szimbolizált) szívizomrostok torziós összehúzódása – a G' nyírási együttható kifejezett növekedésével – közvetlenül egy sugárirányú erő létrejöttéhez és ezzel a kamrai nyomás emelkedéséhez vezet.

Az MR-elasztográfia technikai háttere

Az elasztográfia alapelve három mód­szertani lépést egyesít: (22) a szövetek mechanikai ingerlését; a létrehozott deformáció képének rögzítését ult­rahanggal vagy MRI-technikával; és a képen látható kontraszt kiszámítását, ami információt ad a mechanikai mu­tatók eloszlásáról.

A mechanikai ingerlés lehet sta­tikus, ezt külső nyomással hozzák létre, vagy dinamikus, amelyhez akusztikus vibráció által keltett me­chanikai hullámokat használnak fel. A mechanikai hullámok, melyek fő komponensei transzverzális nyírás­hullámok, fokuszált ultrahanggal (20) vagy tranziens, (2) illetve folyamatos vibrációval idézhetők elő. Folyamato­san gerjesztett transzverzális hullá­mok segítségével jobban vizsgálhatók a mélyebben fekvő szövetrétegek, míg a tranziens transzverzális hullámok viselkedése közelebb áll a síkhullá­mok terjedési modelljéhez.

Az emberi testben a 20–100 Hz-es frekvenciatartományban gerjesztenek transzverzális hullámokat. Az MR-elasztográfiában csak időben harmo­nikus rezgéseket használnak, mert a képalkotáshoz sokszor ismétlődő gerjesztésre és elnyelésre van szükség, melyek során önmagától beáll a me­chanikai hullámok egyensúlyi állapo­ta (steady state). Ezenkívül az időben harmonikus rezgések alkalmazása praktikusnak bizonyult a jól védett he­lyen lévő szervek – agy, szív – mecha­nikai ingerlése céljára.

A viszkoelasztikus tulajdonságoknak a hullámok formájából törté­nő becsléséhez szükség van az elasztográfia ún. inverz problémájának megoldására. A hullámegyenletet numerikusan a komplex nyírási mo­dulusra (G*) oldják meg. Az összetett viszkoelasztikus tulajdonságok pontos felderítéséhez széles frekvenciatarto­mányban kell meghatározni a komp­lex együtthatót. (25) A többfrekvenciás MR-elasztográfiában eddig 25 és 65 Hz közti frekvenciákat alkalmaztak. (17) Az összenyomatás és a szöveti nyomás meghatározásához háromdimenziós hullámterek felvételére van szükség, ami jelenleg csak MR-elasztográfia út­ján lehetséges. (12,23)

Nagy felbontású MR-elasztográfia

Az MR-elasztográfia klinikai diagnosztikai felhasználása egyelőre a viszkoelasztikus szöveti tulajdonságok diffúz változásainak felderítésé­re korlátozódik. Példaként említhető a májfibrózis stádiumának vizsgá­lata (1,15,32) vagy a sclerosis multiplex neurodegeneratív folyamatainak feltárása. (29,31) Viszkoelasztikus térképek ábrázolására és regionális értelme­zésére eddig csak korlátozottan volt lehetőség a hulláminverzióhoz tar­tozó pontatlan és kedvezőtlen határ­feltételek miatt. Ezt a rezgő húr álló hullámhegyeivel és hullámvölgyei­vel illusztrálhatjuk. A hullámcsomók területén nulla a kitérés, vagyis nem történik elasztikus deformáció, tehát ezekben a régiókban nem nyerhető elasztográfiás információ.

A probléma rossz matematikai meg­fogalmazását küszöböli ki a többfrek­venciás MR-elasztográfia. A rezgő húr példája alapján könnyen elképzelhető, hogy különböző rezgési frekvenciák esetén a csomópontok más-más helyen alakulnak ki, illetve a véletlenszerű sa­játrezgéseket csak egyes frekvenciák találják el. A kritikus területeket kö­zömbösítik a különféle más gerjesztési frekvenciák, így a matematikai prob­léma jobban megragadható. Ennek előfeltétele, hogy a többfrekvenciás hullámtérképek teljes információtar­talmát egyetlen inverziós lépésbe fog­laljuk össze egy túlhatározott egyen­letrendszer megoldásaként.

Ezt az ún. többfrekvenciás inverziót csak 2012-ben vezették be a többfrek­venciás MR-elasztográfiába, (21) eddig a máj és az agy vizsgálatában mutatták be alkalmazását. (10) Technikai széljegyzetként megjegyzendő, hogy a komplex G* modulus, amely erede­tileg valós és képzetes részből tevő­dött össze, a többfrekvenciás MR-elasztográfiában értékével (|G*|) és fázisszögével (Φ) jelenik meg. A G' és G” együtthatókhoz hasonlóan a |G*| és a Φ is tapintási tapasztalatainkat számszerűsítik: hogy egy anyag mennyire merev vagy puha (|G*|), illetve hogy egy szövet/anyag rostjai sűrű há­lózatot (pl. májszövet) vagy lazább há­lózatot (pl. agaróz gél) alkotnak (Φ). (10) A 3. ábra példákat mutat be a máj, illetve az agy többfrekvenciás MR-elasztográfiájára.

3. ábra. Háromdimenziós többfrekvenciás MR-elasztográfia a hasi szervekről és az agyról.10 A komplex nyírási modulus értéke (|G*|) fejezi ki a szövet merevségét, míg a fázisszög (Φ) a szövet viszkozitásából adódik (lásd az 1. ábrát). Az MR-elasztográfiás térkép szürkeskáláját 0 és 3 kPa (|G*|), illetve 1,5 rad (Φ) között osztják föl. Balra: harmadfokú fibrózis következtében a beteg mája lényegesen merevebb és viszkózusabb, mint az egészséges kontrollszemélyé. Az aszcitesz nem okozott technikai nehézséget az MR-elasztográfia során. A jól látható lép összességében a májnál merevebb, és magasabb Φ-értékeket mutat. Jobbra: agydaganatok mechanikai jellemzése. A tüdőkarcinóma áttéte merevebb a környező szöveteknél (piros vonal), és kifejezett perifokális ödéma övezi (nyíl), mely egy lágy, keskeny szegélytől (pontozott piros vonal) eltekintve nem okoz merevségváltozást, a Φ érték viszont jelentős mértékben módosul. A metasztázissal ellentétben a glioblasztóma (pontozott piros vonal) lágy, az agy szöveteivel megegyező szerkezetű daganat, mechanikai jellemzői viszkózus folyadékra emlékeztetnek.

A szív MR-elasztográfiája

A szív elasztográfiájával első ízben si­került nem invazív módon megmér­ni a szívizom nyírási modulusának változását a szívciklus alatt. Mint­hogy a szívfal rugalmasságának válto­zása a kamrai nyomásváltozás mo­torja, a nyíróerő változását leképező elasztográfia közvetlen, beavatkozásmentes lehetőséget kínál a kamrai nyo­más mérésére és ezzel a szív nyomás térfogat munkájának meghatározására.

Eddig időben harmonikus, 25–30 Hz frekvenciájú hullámokat alkalmaz­tak a humán szívelasztográfiás vizs­gálatokhoz. (28) A többi ingerlési eljárás – pl. fokuszált ultrahangimpulzusok, intrinszik aktiváció – biztonságossága és reprodukálhatósága még ellenőrzés­re szorul. (14,16) A kisebb gerjesztési frekvenciákon, időben harmonikus hullá­mok segítségével végzett elasztográfia nagy kihívása a viszonylag nagy (10 cm körüli) hullámhossz és a szívizom meglehetősen nagy heterogenitása. Ez okból a szívelasztográfia során elemzik a nyíráshullámok amplitúdóját: a hul­lámok amplitúdójának növekedése és csökkenése tükrözi a nyírási modu­lus reciprok változásait a szív falának elernyedésekor (diasztolé) és összehú­zódásakor (szisztolé). (28) Ilyenformán a szívelasztográfia képet ad a recip­rok kamrai nyomásváltozásokról. Ezt az elvet állatkísérletekben validálták,5 és egészséges önkénteseken is vizsgál­ták, MR-elasztográfiával, (6) illetve idő­ben harmonikus ultrahang-elasztográfiával. (30) Az első humán vizsgálatok igazolták a kardiális MR-elasztográfia diagnosztikai jelentőségét a szívizom relaxációs zavarainak felderítésében. (3,4)

Poroelasztográfia

Homogén anyagban a térfogat válto­zása a hidrosztatikus nyomás növeke­déséhez vezethet, ami a kompressziós együttható és a divergencia negatív szorzatának felel meg. A lágyszövetek kompressziós modulusa mintegy hat nagyságrenddel nagyobb a nyírási mo­dulusnál, ami azt jelenti, hogy a lágyszövetek szinte összenyomhatatlanok. Ezért az ultrahanghullámok terjedé­si sebessége a szövetekben (kompres­sziós hullámok) közel azonos a vízben való terjedésük sebességével: mintegy 1500 m/s. Az elasztográfia, 100 Hz-nél kisebb gerjesztési frekvenciákkal, egé­szen más dinamikai területet fed le, ahol csak zárt térben lévő, folyadék ki- és beáramlása nélküli szövetekre al­kalmazható megbízhatóan. A statikus nyomásnak, illetve kis (25 Hz körüli) frekvenciájú harmonikus vibrációnak kitett biológiai szövetekben kifejezett térfogatváltozás mérhető. (12,18) E meg­figyelések alapján feltételezhető, hogy a biológiai szövetekben a kompressziós modulus valós értéke kis frekvenciá­jú ingerlés mellett jóval kisebb, mint azt korábban gondoltuk. Ez a jelen­ség a víztartalmú (összenyomhatat­lan), mikropórusokkal átszőtt szövet modelljével magyarázható, melyben a mikropórusok alkotta csatornákban viszonylag szabadon áramló folyadék kitérhet a szövetre gyakorolt nyomás elől (2. ábra).

A vérrel telt hajszálerekkel átszőtt biológiai szövetek kielégítik a fen­ti feltételeket, amennyiben a mecha­nikai nyomás statikus, illetve a növe­kedése nem túl gyors. Ezzel szemben a megaherz tartományba eső centrá­lis frekvenciájú ultrahanghullámok olyan gyors oszcillációt indukálnak, hogy a póruscsatornákban lévő folya­dék nem képes kompenzálni a komp­ressziós hullámokat. E nagyfrekvenciás dinamikus stimuláció hatására a vizsgált szövet monofázisos, csak­nem összenyomhatatlan anyagként viselkedik. A kis frekvencia alkalma­zásakor tapasztalható összenyomhatóság az erekben uralkodó nyomás függvénye, (19,23) és lehetőséget ad arra, hogy a poroelasztográfia segítségével noninvazív módon meghatározzuk a nyomáseloszlást a lágyszövetekben. A poroelasztográfia feltétele a szöve­tek bármely irányú deformációjának észlelése. Deformációk három dimenzióban történő észlelése manapság kizárólag MR-elasztográfiával lehet­séges. Az ultrahangelasztográfia – a laterális mozgás gyenge érzékelé­se miatt – jelenleg még nem alkalmas a térfogati hatások meghatározására. Poroelasztikus stimulusokként a kísér­leti tanulmányokban az agyi artériás pulzációt használták, illetve kívül­ről indukált vibrációt alkalmaztak. (12,13) A nyomásfüggő térfogatváltozást a tü­dőben, (13) az agyban (12) és a májban (11) vizsgálták (4. ábra).

4. ábra. Nyomásérzékeny MR-elasztográfia a májról és az agyról. Nyomásérzékeny paraméterként a térbeli deformációt (divergencia, |d|, lásd 2. ábra) alkalmazták. A nyolc egészséges önkéntessel végzett egyszerű kísérlet (a) megmutatta, hogy Valsalva-manőver során, emelkedett koponyaűri nyomás következtében a kívülről keltett nyomáshullámok lényegesen nagyobb amplitúdójúak.12 Portális hipertenzióval élő betegek csoportjában (b) kimutatták, hogy a máj összenyomhatóságának söntbeültetés miatti változása korrelál a portális rendszer invazív úton mért nyomásgradienseivel.11

Egy előzetes vizsgálatban portális hipertenzióban szenvedő betegek májában sikerült nem invazív módon meghatározni a transzjuguláris intrahepatikus-portoszisztémás shunt (TIPS) behelyezése nyomán bekövetkezett nyomáscsökkenést. (11) A poroelasztográfia segítségével számszerűsí­tett térfogatváltozás korrelált az invazív úton meghatározott intrahepatikus nyomásgradiensekkel (4. ábra). Összes­ségében a poroelasztográfia nyomás­függő paraméterekről szolgáltat adato­kat, amelyek az MR-elasztográfia során nyert viszkoelasztikus nyírási modulu­ sokkal kiegészítik egymást, s egyazon háromdimenziós többfrekvenciás MR-elasztográfiás adatsorból határozhatók meg. MRI során mintegy 10 perces ki­egészítő vizsgálattal megmérhető a há­rom egymástól független mechanikai jellemző: a rugalmasság, a viszkozitás és a nyomás.

Klinikai alkalmazások: a máj és az agy MR-elasztográfiája

Az MR-elasztográfia kvantitatív, strukturszenzitív eljárás. Legszéle­sebb körben a májfibrózis stádiumának noninvazív besorolásában alkal­mazzák, mert a májszövet szerkezete kollagénlerakódás és sövényképző­dés miatt megváltozik. (1,15,32) A máj MR-elasztográfiájának mai állásáról a szakirodalomban áttekintő köz­lemény olvasható. (27) Az időközben széles körben elterjedt ultrahangos májelasztográfiás eljárásokkal (7,8,33) szemben a máj MR-elasztográfiájának előnye a nagy pontosság és az, hogy lehetővé teszi a nagymértékben elhí­zott és a súlyos aszcitesszel élő be­tegek vizsgálatát. A diagnosztikai előnyök további kiteljesedése az MR-elasztográfia 2.0 verziójától (nagy felbontású többfrekvenciás 3D MR-elasztográfia) várható. (10)

Az MR-elasztográfia további, igen érdekes felhasználási területe a neurodegeneratív folyamatok korai felis­merése. Akárcsak májfibrózisban, a neurodegeneratív betegségekben is megváltoznak a parenchima me­chanikai tulajdonságai, pl. a sclero­sis multiplex kísérő tüneteként. Ezek – a májfibrózistól eltérően – a rugal­masság csökkenésével járhatnak. (29,31) A betegvizsgálati adatok és egérkísérle­tek tanúsága alapján egyre több jel utal arra, hogy közvetlen összefüggés van a neuronális degeneráció és az agy rugalmassága között. Mindez arra ösztö­nöz, hogy klinikai-diagnosztikai teszt­ként használjuk az agy „tapintásos” vizsgálatát a neuronális szerkezetek mechanikai tartásának, integritásának megítélésére. A háromdimenziós, több­frekvenciás technika ez esetben is jelen­tősen növelné a vizsgálat szenzitivitását a lokális léziók, pl. a normális nyomás­sal társuló hidrocefalusz kapcsán elő­álló periventrikuláris szöveti károso­dás felderítésében. A nyomásmérésen alapuló MR-elasztográfia diagnosztikai értékét eddig nem kutatták.

Összegzés

Új technikai fejlesztések lehetővé te­szik komplett háromdimenziós hul­lámterek felvételét több mechanikai gerjesztési frekvencián, az MRI-t ki­egészítő tízperces vizsgálat keretében. Az elasztográfiával nyert információt eddig a viszkoelasztikus térképek fel­bontásának növelésére, illetve a szö­vetekben nyomás hatására végbemenő térbeli deformáció meghatározására használták. Az MR-elasztográfia az első képalkotó modalitás a radiológu­sok kezében, amelynek fizikai kontrasztmechanizmusa a lágyszövetek sejtjeinek mechanikai kapcsolódásán, illetve az érrendszer és a kötött szöveti struktúrák nyomásfüggő kölcsönha­tásán alapul. A kardiális elasztográfia mint nyomásérzékeny képalkotó mo­dalitás alkalmas a szívizomzat relaxá­ciós zavarainak vizsgálatára. Jelenleg valós idejű felvétel készítésére szolgá­ló ultrahangos vizsgálómódszerként tesztelik. Az elasztográfia mint egyfaj­ta „fizikai kontrasztanyaggal” végzett vizsgálat nagy orvosi-diagnosztikai jelentőségre tehet szert.

Nyilatkozat. A szerző nem jelzett érdekütközést.

Köszönetnyilvánítás. Köszönet illeti R. Ehmant az inspiráló beszélgetésekért, különösen az 1. ábrával kapcsolatban.

MAGNETRESONANZELASTOGRAPHIE 2.0: HOCHAUFGELÖSTE BILDGEBUNG ZUR BE­STIMMUNG VON ELASTIZITÄT, VISKOSITÄT UND DRUCK WEICHER GEWEBE • VOL 138 / NO 47 / 2013 / DEUTSCHE MEDIZINISCHE WOCHEN­SCHRIFT

Levelezési cím: This e-mail address is being protected from spambots. You need JavaScript enabled to view it.

Irodalom:
1. Asbach P, Klatt D, Schlosser B, et al. Visco­elasticity-based staging of hepatic fibrosis with multifrequency MR elastography. Radiology 2010;257:80–86
2. Catheline S, Wu F, Fink M. A solution to diffraction biases in sonoelasticity: The acoustic impulse technique. Journal of the Acoustical Society of America 1999;105:2941–2950
3. Elgeti T, Beling M, Hamm B, et al. Cardiac magnetic resonance elastography: toward the di­agnosis of abnormal myocardial relaxation. Invest Radiol 2010;45:782–787
4. Elgeti T, Beling M, Hamm B, et al. Elastici­ty-based determination of isovolumetric phases in the human heart. J Cardiovasc Magn Reson 2010;12:60
5. Elgeti T, Laule M, Kaufels N, et al. Cardiac MR elastography: comparison with left ventric­ular pressure measurement. J Cardiovasc Magn Reson 2009;11:44
6. Elgeti T, Rump J, Papazoglou S, et al. Cardiac magnetic resonance elastography – initial results. Invest Radiol 2008;43:762–772
7. Friedrich-Rust M, Ong MF, Herrmann E, et al. Real-time elastography for noninvasive assess­ment of liver fibrosis in chronic viral hepatitis. AJR Am J Roentgenol 2007;188:758–764
8. Ganne-Carrie N, Ziol M, de Ledinghen V, et al. Accuracy of liver stiffness measurement for the diagnosis of cirrhosis in patients with chronic liver diseases. Hepatology 2006;44:1511–1517
9. Guo J, Posnansky O, Hirsch S, et al. Fractal network dimension and viscoelastic powerlaw behavior: II. An experimental study of struc­ture-mimicking phantoms by magnetic resonance elastography. Phys Med Biol 2012;57:4041–4053
10. Hirsch S, Guo J, Papazoglou S, et al. MR elastography of the liver and the spleen using a piezoelectric driver, single-shot wave-field acquisition, and multifrequency dual parameter reconstruction. Magn Reson Med 2013;DOI 10.1002/mrm.24674
11. Hirsch S, Guo J, Reiter R, et al. Towards compression-sensitive magnetic resonance elastography of the liver: Sensitivity of harmonic volumetric strain to portal hypertension. J Magn Reson Imaging 2013; DOI:10.1002/jmri.24165
12. Hirsch S, Klatt D, Freimann F, et al. In vivo measurement of volumetric strain in the human brain induced by arterial pulsation and harmonic waves. Magn Reson Med 2012; doi:10.1002/ mrm.24499
13. Hirsch S, Posnansky O, Papazoglou S, et al. Measurement of vibration-induced volumetric strain in the human lung. Magn Reson Med 2013;69:667–674
14. Hsu SJ, Bouchard RR, Dumont DM, et al. In vivo assessment of myocardial stiffness with acoustic radiation force impulse imaging. Ultra­sound Med Biol 2007;33:1706–1719
15. Huwart L, Sempoux C, Salameh N, et al. Liver fibrosis: noninvasive assessment with MR elastography versus aspartate amino­transferase-to-platelet ratio index. Radiology 2007;245:458–466
16. Kanai H. Propagation of spontaneously ac­tuated pulsive vibration in human heart wall and in vivo viscoelasticity estimation. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 2005;52:1931– 1942
17. Klatt D, Hamhaber U, Asbach P, et al. Non­invasive assessment of the rheological behavior of human internal organs using multifrequency MR elastography: A study of brain and liver viscoelasticity. Phys Med Biol 2007;52:7281–7294
18. Konofagou EE, Harrigan TP, Ophir J, et al. Poroelastography: imaging the poroelas­tic properties of tissues. Ultrasound Med Biol 2001;27:1387–1397
19. Leiderman R, Barbone PE, Oberai AA, et al. Coupling between elastic strain and interstitial fluid flow: ramifications for poroelastic imaging. Phys Med Biol 2006;51:6291–6313
20. Nightingale K, Soo MS, Nightingale R, et al. Acoustic radiation force impulse imaging: in vivo demonstration of clinical feasibility. Ultrasound Med Biol 2002;28:227–235
21. Papazoglou S, Hirsch S, Braun J, et al. Multifrequency inversion in magnetic resonance elastography. Phys Med Biol 2012;57:2329–2346
22. Parker KJ, Huang SR, Musulin RA, et al. Tissue response to mechanical vibrations for „sonoelasticity imaging”. Ultrasound Med Biol 1990;16:241–246
23. Perrinez PR, Kennedy FE, Van Houten EEW, et al. Modeling of Soft Poroelastic Tissue in Time-Harmonic MR Elastography. IEEE Trans Biomed Eng 2009;56:598–608
24. Posnansky O, Guo J, Hirsch S, et al. Fractal network dimension and viscoelastic powerlaw behavior: I. A modeling approach based on a coarsegraining procedure combined with shear oscillatory rheometry. Phys Med Biol 2012;57:4023–404025. Riek K, Klatt D, Nuzha H, et al. Wide-range dynamic magnetic resonance elastography. J Bio­mech 2011;44:1380–1386
26. Sack I. Magnetresonanz-Elastographie. Dtsch Med Wochenschr 2008;133:247–251
27. Sack I, Fischer T, Thomas A, et al. Magnetresonanzelastographie der Leber. Der Radiologe 2012;52:738–744
28. Sack I, Rump J, Elgeti T, et al. MR elastogra­phy of the human heart: Noninvasive assess­ment of myocardial elasticity changes by shear wave amplitude variations. Magn Reson Med 2009;61:668–677
29. Streitberger KJ, Sack I, Krefting D, et al. Brain viscoelasticity alteration in chronic-progressive multiple sclerosis. PloS one 2012;7:e29888
30. Tzschatzsch H, Elgeti T, Rettig K, et al. In Vivo time harmonic elastography of the human heart. Ultrasound Med Biol 2012;38:214–222
31. Wuerfel J, Paul F, Beierbach B, et al. MR-elas­tography reveals degradation of tissue integrity in multiple sclerosis. Neuroimage 2010;49:2520– 2525
32. Yin M, Talwalkar JA, Glaser KJ, et al. Assess­ment of hepatic fibrosis with magnetic resonance elastography. Clin Gastroenterol Hepatol 2007;5:1207–1213 e1202
33. Ziol M, Handra-Luca A, Kettaneh A, et al. Noninvasive assessment of liver fibrosis by measurement of stiffness in patients with chronic hepatitis C. Hepatology 2005; 41: 48–54