Bewegungen des Herzens

Die Akquisition einer Schicht in der MRT dauert je nach angewendeter Technik zwischen 20ms (single shot EPI) und mehreren Minuten (konventionelle Spin-Echo-Sequenzen). Für die Plaquedarstellung ist eine Auflösung der Schichtebene von 0,333 0,333 mm² mit 4 mm Schichtdicke notwendig [5], um die feinen Strukturen der Koronararterienwände und der Plaques beurteilen zu können. Die Akquisition eines dreidimensionalen Datensatzes mit 10 Schichten dauert bei dieser hohen Auflösung ca. 12 Minuten, so dass effiziente Methoden entwickelt werden müssen, um Artefakte durch 1. Herzschlag, 2. Atembewegungen und 3. Körperverlagerung des Patienten effizient zu unterdrücken.

Herzschlag

MR Bilder werden aus mehreren Einzelakquisitionen ermittelt. Artefakte entstehen, wenn Teildaten zu verschiedenen Zeitpunkenten eines Herzschlages aufgenommen werden.

Atembewegung

Das Herz wird durch das Perikard, die Lungen und das Diaphragma in seiner spezifischen Position gehalten. Das Pericardium fibrosum ist direkt mit dem Centrum tendineum des Diaphragmas verwachsen. Kollagene Faserzüge verbinden das Perikard fibrosum über die Ligamenta sternopericardiaca mit dem Sternum. Durch die Ligamenta bronchopericardiaca ist das Pericardium fibrosum mit dem kaudalem Ende der Trachea und den großen Gefäßen insbesondere dem Venenkreuz verbunden [6,7]. Während der Inspiration kontrahiert sich das Diaphragma, flacht ab und verlagert seine Position nach caudal. Gleichzeitig vergrößert sich der Tiefen- und Querdurchmesser des Thoraxes durch das Anheben der Rippen. Aus diesen anatomisch-physiologischen Beziehungen lässt sich die komplexe Bewegung des Herzens während der Atmung erahnen. Das Herz folgt der dreidimensionalen Bewegung des Thoraxes und des Zwerchfells. Die Hauptbewegungskomponente entspricht der Bewegung des Diaphragmas in craniocaudaler Richtung wobei sich die Herzspitze deutlich mehr bewegt als die Herzbasis. Geringere Bewegungsamplituden wurden für die anteriorposteriore Bewegung des Herzens beobachtet [8].

Atherosklerose Definition

Atherosklerose ist definiert als eine variable Kombination von Intimaveränderungen mit fokaler Akkumulation von Lipiden, komplexen Kohlenhydraten, Blut und Blutprodukten, fibrinösem Gewebe und Kalziumablagerungen mit Veränderungen der Media in großen und mittleren elastischen und muskulären Arterien [9].

Risikofaktoren

Die Hauptrisikofaktoren der Atherosklerose sind: arterielle Hypertonie, Diabetes mellitus, erhöhte LDL Konzentrationen und erniedrigte HDL Konzentrationen im Blut, Nikotinabusus, hohes Alter, männliches Geschlecht, linksventrikuläre Hypertrophie und familiäre Disposition. Zusätzliche Risikofaktoren sind: Adipositas, Hyperhomocysteinämie, Hyperfibrinogenämie, erhöhte Lp(a) und C-reaktives Protein Blutkonzentrationen; Bewegungsmangel und Infektionen [10] [11,12].

Einteilung

Die American Heart Association (AHA) hat zur Vereinheitlichung der atherosklerotischen Plaqueterminologie eine auf histologisch morphologischen Kriterien basierende Klassifikation eingeführt (Tabelle 1) [13]. Cai[14] hat eine modifizierte, den Differenzierungsmöglichkeiten der Magnetresonanz-tomographie angepasste, AHA Klassifikation vorgeschlagen (Tabelle 1).

linke Spalte Atherosklerose Klassifikation der American Heart Association [13,15]. Rechte Spalte eine an der AHA Klassifikation angelehnte, der MRT angepasste Atherosklerose Klassifikation nach Cai [14].
Läsionstyp

nach AHA

Komposition

Läsions-typ

MRT morphologisches Korrelat nach Ca [14]i

I

(Abbildung 1)

Intimale Lipoproteine und vermehrte Makrophagen/ isolierte Schaumzellen

I-II

Hoch normale Arterienwanddicke, keine Kalzifikationen

II

(Abbildung 2)

Typ I + Makrophagenakkumlation und Anreicherung intrazellulärer Lipide / Bildung multipler Schaumzelleschichten

III

Typ II + isolierte extrazelluläre Lipidpools

III

Diffuse intimale Wandverdickung oder kleiner exzentrischer Plaque mit keiner Kalzifikation

IV

Typ III + konfluierender extrazellulärer Lipidkern (Atheromkern) (und strukturelle Intimaschäden)

IV-V

Plaque mit einem nekrotischen oder lipidimatösen Kern umgeben von einer fibrotischen Kappe mit möglichen Kalzifikationen

V

(Abbildung 3)

Typ IV + fibröse Kappe und Nekrosen, Ausbildung einer fibromuskulären Gewebsschicht

VI

(Abbildung 4)

Typ V + thrombotisches Material und/oder Einblutung und/oder Erosion oder Fissur

VI

Komplexer Plaque mit möglichem Oberflächendefekt oder Einblutung oder Thrombus

VII

Jede fortgeschrittene Läsion, die vorwiegend aus kalifizierten Arealen besteht

VII

Kalzifizierender Plaque

VIII

Jede fortgeschrittene Läsion, die vorwiegend aus Kollagen besteht

VIII

Fibrotischer Plaque ohne Lipidkern mit möglicher Kalzifizierung

Pathogenese

Nach der "Response to Injury" Hypothese von Russel Ross stellt die Atherosklerose eine entzündliche Reaktion des Gefäßes auf lokale Verletzung und / oder Störung der anatomischen und funktionellen Eigenschaften der normalen Gefäßwand dar [10]. In der ersten Phase der Atherosklerose (Typ I nach AHA [13,15]) kommt es durch endotheliale Dysfunktionen zur

Transduktion von Makromolekülen und subendothelialer Emigration von Entzündungszellen (meist Monozyten und T-Lymphozyten) (Abbildung 1). Die endothelialen Dysfunktionen werden durch oxidierte oder enzymatisch modifizierte Lipoproteine (vor allem LDL) ausgelöst und wiederum von den eingewanderten Makromolekülen und Entzündungszellen getriggert. Durch Aufnahme von Lipiden kommt es allmählich zur Bildung von Schaumzellen und zur Akkumulation dieser Zellen in kleinen Verbänden im subendothelialen Raum. Histologisch imponieren diese Veränderungen in der Fettfärbung als Fettstreifenläsionen (Abbildung 2) (Typ II nach AHA [13,15]). Die Makrophagen können die gespeicherten Fettvakuolen nicht eliminieren. Dies führt zum Untergang einzelner Makrophagen und zur Ablagerung von extrazellulären Lipiden in der Intima.

Abbildung 1: Atherosklerotischer Plaque vom Typ I nach AHA Die ersten atherosklerotischen Veränderungen werden durch Endotheldysfunktion verursacht. Die endotheliale Permabilität für Lipoproteine ist erhöht und es kommt zur Einwanderung von Entzündungszellen [10].

Abbildung 2: Atherosklerotischer Plaque vom Typ II nach AHA Atherosklerotische Plaque vom Typ II nach AHA bestehen aus Schaumzellen ("foam cells"), Monozyten und aktivierten T-Lymphozyten. Die Einwanderung von glatten Muskelzellen beginnt [10].

Der nächste Schritt der Atherogenese ist die Proliferation glatt muskulärer Zellen innerhalb der Intima und der Media. Es kommt zu einem graduellen Verschluss des Gefäßlumens. Fibroblastäre Zellen tragen ferner zum Läsionswachstum bei, indem sie exzessive Mengen an extrazellulärer Matrix bilden (Typ III nach AHA[13,15]). Nachdem das Stadium III der AHA erreicht ist, spaltet sich die Atherogenese in zwei Hauptstadien auf. Entweder kommt es zum narbigen Umbau und zur Konsolidierung einer fibrösen Läsion (Typ VII

oder Typ VIII nach AHA [13,15]) oder zur Degeneration der Läsion mit Ausbildung zentral nekrotischer Lipidseen aus Cholersterylkristallen, Entzündungszellen, sowie Zelltrümmern (Typ IV nach AHA [13]). Die Ausbildung einer fibröse Kappe, die die Lipidseen von dem zirkulierenden Blut trennt und eine Adhäsion und Aggregation von Blutplättchen an dem hoch

Abbildung 3: Atherosklerotischer Plaque vom Typ V nach AHA Die Ausbildung der fibrotischen Kappe kann als Reaktion auf die endotheliale Verletzung verstanden werden. Die fibrotische Kappe bedeckt eine Ansammlung aus Leukozyzten, Lipiden und Zelltrümern [10].

proaggregatorischen Lipidmaterial verhindert, kennzeichnet das nächste Stadium (Abbildung 3) (Typ V nach AHA [13]). Die komplizierte Läsion ist gekennzeichnet durch oberflächliche Erosionen und / oder Einblutungen und / oder Thrombosen (Abbildung 4) (Typ VI nach AHA [13]). Erosionen und Fissuren der fibrösen Kappe führen zur Aktivierung der Gerinnungskaskade durch Gewebsfaktoren. Derartige thrombotische Komplikationen führen aufgrund postthrombotischer Organisationsvorgänge zu einem episodischen Plaquewachstum oder aber zu einem partiellen oder vollständigen Gefäßverschluss. Im Unterschied zu Läsionen vom Typ I-III, bei denen eine Regression möglich ist, kommt es bei Läsionen vom Typ IV-VIII im besten Fall zu einem Stopp der Progression.

Abbildung 4: Atherosklerotischer Plaque vom Typ VI nach AHA Rupturen der fibrösen Kappe oder Ulzerationen einer fibrösen Plaque können schnell zu Thrombosen führen und treten bevorzugt an dünnen Stellen der fibrotischen Kappe auf. Das Ausdünnen der fibrotischen Kappe, sowie Blutungen aus den Vasa vasorum der Arterie sind insbesondere durch Metalloproteasen der Makrophagen verursacht [10].

Die Stärke der fibrotischen Kappe kann durch makrophageninduzierte Entzündung abnehmen; dadurch steigt das Risiko eines akuten Koronarsyndroms [16]

Risiko und klinische Relevanz Atherosklerose in den Koronarien

Systematik und Tabelle verändert Atherosklerotische Läsionen, die das höchste Risiko darstellen ein akutes Koronarsyndrom zu verursachen, bzw. die rupturgefährdet sind, werden als "vulnerabel" oder "Hochrisko" Plaques bezeichnet (Tabelle 2). 75% der Thromben, die bei einem akuten Koronarsyndrom (ACS) gefunden werden, sind durch vulnerable Plaques verursacht [1]. Die meisten ACS werden von Plaques mit Stenosegraden zwischen 50% und 60% verursacht [17]. Zu beachten ist, dass nicht der Grad der Stenose, sondern das Plaquevolumen und die Plaquekomposition die entscheidenden Rollen in der Pathogenese des ACS spielen [1]. Voluminöse Plaques haben ein höheres Risiko der Ruptur als kleine Plaques [1]. Vulnerable Plaques sind Läsionen des Typ IV und Typ V der AHA Klassifikation [13,15] (Tabelle 1). Sie haben einen Lipidkern, der durch eine fibrotische Kappe vom arteriellen Lumen getrennt ist [1,18,19,20]. Bei einem Anstieg des Lipidkernvolumens auf über 40% des gesamten Plaquevolumens wird die Plaque definitionsgemäß als vulnerabel bezeichnet [13,15]. Je größer der Lipidkern und je dünner die fibrotische Kappe, desto größer ist die Gefahr einer Ruptur und der nachfolgenden Thrombusbildung. Weitere Charakteristika der vulnerablen Plaques sind: exzentrisches Plaquewachstum und positives Remodeling [13,15,21]. Histologische Zeichen der vulnerablen Plaque sind: verminderter Kollagengehalt in der fibrotischen Kappe, Reduktion glatter Muskel- und Entzündungszellen, Infiltration der fibrotischen Kappe und der Adventitia, sowie eine gesteigerte Neovaskularisation [1,22].

1. 50-60% Stenose des Lumens [17]

2. Hohes Plaquevolumen [1]

3. Lipidkern > 40% des Gesamtvolumens der Plaques [13,15]

4. Dünne fibröse Kappe [1,18,19,20]

5. Exzentrisches Plaquewachstum [13,15,21]

6. Positives Remodeling [13,15,21]

7 Verminderter Kollagengehalt der fibrotischen Kappe [1,22]

8. Reduktion glatter Muskelzellen [1,22]

9. Infiltration von Entzündungszellen [1,22]

9. Gesteigerte Neovaskularisation

Tabelle 1: Histomorphologische Charakteristika vulnerabler Plaques in den Koronarien

Atherosklerose in den Carotiden

Plaquerupturen und Instabilitäten sind die Hauptgründe akuter vaskulärer Ereignisse in den Karotiden [23]. Hochrisiko-Plaques der Karotiden haben eine dünne fibrotische Kappe [24], sind hoch stenotisch (im Gegensatz zu den Koronarien), heterogen, sehr fibrös und haben nicht notwendigerweise einen nekrotischen, lipidhaltigen Kern [25]. Im Angiogramm ist eine hochgradige Stenose und / oder Oberflächenunregelmäßigkeit (wird als Plaqueulzeration interpretiert) mit einem hohen Risiko verbunden, ein Schlaganfall zu erleiden. In einer MRT-Studie von Yuan hatten 70% der Patienten mit einer Plaqueruptur und 50% der Patienten mit einer dünnen fibrotischen Kappe in der Anamnese eine TIA oder einen Schlaganfall. Im Vergleich dazu hatten nur 9% der Patienten mit einer dicken fibrotischen Kappe eine TIA oder einen Schlaganfall in der Anamnese [24].

Das Erscheinungsbild atherosklerotischer Plaques in der MRT

Durch das begrenzte Auflösungsvermögen und die noch insuffiziente Kompensation von Bewegungsartefakten können nicht alle histologischen Aspekte, z.B. Infiltration von Entzündungszellen in die Kappe der Plaques, mit der MRT beurteilt werden.

Mit der MRT können Plaquekomponenten differenziert werden auf der Basis von biophysikalischen und biochemischen Parametern wie: chemische Komposition und Konzentration, Wassergehalt, Aggregatzustand, Molekularbewegung und Diffusion.

Dies soll im Folgenden genauer beschrieben werden (Tabelle 1). MRT Bilder von atherosklerotischen Plaques werden auf der Basis von unterschiedlichen Signalintensitäten und morphologischen Aspekten in verschiedenen Wichtungen beurteilt. Die Signalstärke des Musculus sternocleidomastoideus wird bei der Plaquebeurteilung in den Karotiden als Referenzwert verwendet. Strukturen, die die gleiche Signalstärke, wie der Musculus sternocleidomastoideus haben, werden als isointens bezeichnet, Strukturen mit einer höheren Signalintensität als hyperintens, und solche mit einer niedrigeren Signalintensität als hypointens.

Zur Differenzierung der atherosklerotischen Bestandteile werden hauptsächlich T1-gewichtete, T2-gewichtete und Protonen gewichtete Sequenzen, sowie "Time of Flight" (TOF) Angiographie Sequenzen [24,26] verwendet. Das Blut wird mit zwei verschiedenen Techniken dargestellt, wobei es einmal hell erscheint (Weiß-Blut-Technik) und einmal dunkel erscheint (Schwarz-Blut-Technik). Die Schwarz-Blut-Technik wird zusammen mit T1-, T2- und Protonen-Wichtung eingesetzt. Die Weiß-Blut-Technik wird bei der TOF-Angiographie verwendet ( auch Kapitel 2.2). Magnetisations-Transfer-Kontrast-Sequenzen und diffusionsgewichtete Sequenzen zur Plaquedifferenzierung sind in der Entwicklung. Durch verschiedene Wichtungen ist es nicht nur möglich den Stenosegrad und den atherosklerotischen Umbau der Gefäßwand zu beurteilen [27], sondern auch die einzelnen Bestandteile der Plaques zu unterscheiden. Durch die MRT können in vivo die fibrotische Kappe, hämorrhagische und lipidhaltige Kernanteile, Kalziumablagerungen und bindegewebige Anteile unterschieden werden. Ex vivo können durch höhere Auflösungen (bis 47 µm 47 µm 500 µm) und ohne störende Bewegungseinflüsse außerdem die Adventitia und die Media voneinander abgegrenzt werden [28].

Plaque Komponente

TOF

T1-Wichtung

T2-Wichtung

Protonen-wichtung

Kürzliche Blutung <6 Wochen

hyperintens

isointens bis hyperintens

variabel

Isointens bis hyperintens

Lipidreicher nekrotischer Kern

isointens

hyperintens

hyperintens

variabel

Intimale Kalzifikation

hypointens

hypointens

hypointens

hypointens

Fibröse Kappe

isointens

isointens

hyperintens

variabel

Tabelle 2: Signalstärke der Hauptkomponenten von atherosklerotischen Plaques in den Karotiden, relativ zu der Signalstärke des Musculus sternocleidomastoideus.

Fibrotische Kappe

Dicke fibrotische Kappen stellen sich in TOF-Sequenzen als ein dunkles, signalarmes Band zwischen hellem signalreichem arteriellem Blut und der grauen Gefäßwand mit mittlerer Signalstärke dar (Abbildung 1). Eine Unterbrechung, d.h. ein Signalanstieg, eines vorhandenen hypointensen Bandes ist Zeichen einer Plaque-Ruptur. Das Auftreten von Lumen-Oberflächen-Irregularitäten hängt von dem Ausmaß der Plaque-Ruptur ab. Bei einer dünnen fibrotischen Kappe ist kein hypointenses Band zwischen arteriellem Lumen und der Gefäßwand zu sehen. Die Signalabnahme der dicken fibrotischen Kappe wird vermutlich durch den schichtförmig organisierten kollagenreichen Aufbau erzeugt. Kalzifikationen, die sich ebenfalls wie die fibrotische Kappe hypointens in TOF-Angiographien darstellen, erscheinen in allen - T1-gewichteten, T2-gewichteten und Protonen gewichteten - Sequenzen hypointens, wohingegen die fibrotische Kappe nur in TOF Angiographie Sequenzen hypointens erscheint [24,29].

Abbildung 5: Fibrotische Kappe Die dicke fibrotische Kappe demaskiert sich in der "Time of Flight"-Sequenz als hypointenses Band ("Tick Fibrous Cap") zwischen hellem Lumen und grauem Plaquekern (A). Wenn eine dünne fibrotische Kappe ("Thin Fibrous Cap") die Plaque vom Lumen trennt, fehlt das hypoinense Band.(B) [29].

Plaque Hämorrhagien

Einblutungen in die Plaque können am besten mit T1-Wichtungen und TOF-Angiographie Sequenzen erkannt werden. Nach einem Schema von Yuan [26] sind Hämorrhagien in T1-gewichteten Sequenzen isointens bis hyperintens und in TOF Angiographie Sequenzen hyperintens im Vergleich zur Signalstärke des Musculus sternocleidomastoideus (Abbildung 2). In einer Studie von Corti [30] wurde die Signalintensität künstlich induzierter arterieller Thromben der A. carotis communis in einem Schweinemodell untersucht. Dabei kam es zu einem Anstieg der Signalintensitäten der T2 und der T1-Wichtungen im Vergleich mit der Signalintensität des Referenzmuskels. Sechs Stunden nach der Thrombus Induktion stieg das Signal des Thrombus an (T1=123,7±16% / T2=197,3±25%), erreichte nach einer Woche das Maximum (T1=199,3±39% / T2=246,4±51) und stabilisierte sich nach sechs Wochen (T1=126±10% / T2=119,5±15%) auf einem Plateau. Obwohl der Unterschied der Signalstärken prozentual groß erscheint, ist bei visueller Beurteilung der MRT-Bilder der Thrombus nach sechs Stunden in der T2-Wichtung hyperintens und in der T1-Wichtung isointens. Nach einer Woche ist der Thrombus in beiden Wichtungen hyperintens und nach sechs Wochen in beiden Wichtungen isointens.

Abbildung 6: Hämorrhagischer Plaque MRT Plaquedarstellung in vier Techniken im Vergleich mit dem histologischen Präparat. In der T1-Wichtung und in der TOF zeigt sich die akute Blutung (roter Doppelpfeilkopf) hyperintens im Vergleich zum Musculus sternocleidomastoideus. Der Lipidkern (gelber Pfeil) zeigt sich hyperintens in der T1-Wichtung und isointens in TOF im Vergleich zum Musculus sternocleidomastoideus. Das rote L in den MRT Bildern kennzeichnet das Lumen der Arteria carotis interna [26].

Lipidreicher, nekrotischer Kern

Der lipidreiche, nekrotische Kern erscheint in T1-gewichteten Sequenzen hyperintens und in TOF-Angiographie Sequenzen isointens (Abbildung 3) [26].

Perivaskuläres Fett besteht hauptsächlich aus Triglyzeriden. Der nekrotische Kern besteht aus Cholesterylestern und kristallinem Cholesterol. Das Signal der Triglyzeride wird, im Gegensatz zu dem Signal des Cholesterins, durch fettunterdückende Vorpulse zerstört.

Abbildung 7: Lipidreicher, nekrotischer Kern MRT Plaquedarstellung in vier Techniken im Vergleich mit dem histologischen Präparat. Das histologische Präparat wurde mit "Mallory's Trichrome" und Anti-Makrophagen-Antiköper CD68 angefärbt. Der Lipidkern (purpurner Doppelpfeilkopf) zeigt sich hyperintens in T1W, jedoch isointens in TOF. Schaumzellenansammlungen (grüner Pfeil) erscheinen hyperintens in TOF in T2W und PDW. Bindegewebe (roter Doppelpfeilkopf) erscheint hyperintens in T2W und PDW. Das rote L kennzeichnet das Lumen, der schwarze Pfeilkopf mit der Beschriftung ECA die Arteria carotis externa und der schwarze Pfeilkopf mit der Beschriftung ICA die Arteria carotis interna [26].

Kalzium

Das Kalzium der Plaques besteht zum größten Teil aus Kalziumhydroxylapatit und stellt sich in allen vier Sequenzen hypointens dar (Abbildung 4) [25,31].

Abbildung 8: Kalzifikation MRT Plaquedarstellung in vier Techniken im Vergleich mit dem histologischen Präparat. Das Lumen erscheint in der Schwarz-Blut-Technik frei von Plaque, erst die TOF-Sequenz zeigt ein irreguläres Lumen mit kalzifiziertem Plaque (roter Pfeil) [26].

Technische Grundlagen Bewegungsunterdrückung / -korrektur

Allgemein können Bewegungsartefakte durch kurze Akquisitionszeiten unterdrückt werden. Diese sind jedoch bei hochaufgelösten Bildern zur alleinigen Bewegungsunterdrückung insuffizient.

Herzschlag

Um die herzschlaginduzierten Artefakte zu minimieren, werden zwei Methoden angewandt: prospektives Triggering und retrospektives Gating. Bei beiden Verfahren wird die R-Zacke des gleichzeitig abgeleiteten EKG-Signals als Referenzpunkt für die Orientierung innerhalb des Herzzyklusverwendet. Der Sinusrhythmus ist Voraussetzung für eine suffiziente Bewegungsunterdrückung. Bei Arrhythmie kann die R-Zacken Detektierung fehlerhaft werden und / oder das RR-Intervall kann für eine optimale Bildgebung zu stark variieren.

Prospektives Triggering

Beim prospektiven Triggering wird nach einem vorher festgelegten Zeitintervall (Trigger-Delay) der R-Zacke ein Teil des Bildes akquiriert (Abbildung 5). Dies führt dazu, dass jeder Teil des Bildes in der nahezu gleichen Herzphase akquiriert wird. Hochaufgelöste Aufnahmen, bei denen nicht der funktionelle Herzzyklus von Bedeutung ist (Plaque-Imaging), werden mit einem Trigger-Delay geplant, welches die Bildakquisition zum Zeitpunkt der geringsten Bewegung ermöglicht [32]. Herzphasen mit der geringsten Bewegung sind Mitt- bis Enddiastole. Das Zeitfenster dieser "Ruhephase" ist 70-330 ms lang und ist antiproportional zur Herzfrequenz. Bei einer Herzfrequenz von
60 / Schlägen / min beträgt ihre Länge ca. 200 ms und verkürzt sich auf 80-100 ms bei einer Herzfrequenz von 80 Schlägen / min [33]. Das optimale Trigger-Delay sollte individuell durch eine Cine-Mode-Aufnahme in Atemanhaltetechnik manuell bestimmt werden [34,35].

Die zweite Möglichkeit ist die Trigger-Delay Bestimmung durch empirische herzfrequenzabhängige Formeln. Hier wird versucht, die Phase der minimalen Bewegung des Herzens anhand der Herzfrequenz zu bestimmen. Beispielhaft ist die Formel von Weissler: Trigger-Delay=0,5 × RR + 275 ms - 60 × (1 s / RR). RR ist hierbei der Intervall zwischen zwei R-Zacken [36]. Diese Ansätze sind schneller in der Durchführung, sie eignen sich jedoch nicht für die Darstellung der Koronararterinenwand, da bei dieser Auflösungen im Submillimeterbereich notwendig sind [34].

Abbildung 9: Prospektives Triggering Das Bild wird in einem festen zeitlichen Abstand (Trigger-Delay) zur R-Zacke des EKGs akquiriert (#).

Retrospektives Gating

Beim retrospektiven Gating werden kontinuierlich K-Linien akquiriert, gleichzeitig wird der Zeitpunkt der Akquisition gespeichert. So ist retrospektiv eine Zuordnung der K-Linien zu der entsprechenden Herzphase möglich. Es wird ein Bild aus K-Linien erstellt, die zum gleichen Zeitpunkt akquiriert wurden[32].

Der Hauptvorteil des retrospektiven Gatings besteht darin, dass damit der gesamte Herzzyklus erfasst werden kann (beim prospektiven Triggering bleibt dagegen immer ein kurzer Zeitraum um die R-Zacke, indem keine Bildgebung erfolgt [32]). Nachteil des retrospektiven Gatings ist die fehlende Möglichkeit der Kontrastbeeinflussung durch Vorpulse.

Ateminduzierter Bewegungen Atemstopp

Am einfachsten können die ateminduzierten Bewegungen des Herzens durch Atemstopps inhibiert werden. Dabei wird der Patient aufgefordert die Luft anzuhalten, während dieser Zeit (8-20 s) wird das Bild akquiriert.Multiple Atemstopps werden gemacht, wenn längere Akquisitionszeiten für hochaufgelöste 3D-Verfahren nötig sind. Der Atemstopp in Exspiration bietet den Vorteil der besseren Reproduzierbarkeit der Diaphragmaposition gegenüber dem Atemstopp in Inspiration, d.h. das Diaphragma kehrt in Exspiration häufiger und genauer in die Position des vorangegangenen Atemstopps zurück [37]. Dies reduziert die Artefaktentstehung durch unterschiedliche Diaphragmapositionen, kann sie aber nicht komplett unterdrücken. Lücken in der Akquisition z.B. der Koronarsegmente können das Resultat sein und als Stenosen fehlinterpretiert werden. Limitierende Faktoren der Atemstopp-Technik sind: a) die zeitliche Begrenzung des Luftanhaltens, das in Exspiration und für morbide Personen zusätzlich erschwert ist, b) der unwillkürliche diaphragmatische und kardiale Drift nach superior während des Atemstopps und das daraus resultierende blurring [37], c) die notwendige Kooperation und Motivation des Patienten und d) die Einschränkung der Signalverstärkung z.B. durch Signalmittelung [38]. Damit ist das Verfahren für hochaufgelöste Bilder ungeeignet. Der Vorteil von dem Atemstoppverfahren liegt in der kurzen Gesamtmessdauer.

Atemsensor

Alternativ zum Atemstoppverfahren ist die respiratorische Bewegungskorrektur mittels Atemsensor ("Atemkissen"). Der Atemsensor wird über dem Epigastrium befestigt und registriert durch mechanisch-elektrische Transduktion die Atemexpansion. Die Datengenerierung erfolgt atemgetriggert in einem kurzen Zeitraum am Anfang der Exspiration. Zur kompletten Bildentstehung sind mehrere Atemzyklen notwendig. Der Atemsensor ist maximal für mittlere Auflösungen geeignet. Gründe hierfür sind die nichtlineare Beziehung zwischen abdominaler Atemexpansion und kardialer Atemexpansion [32,33,38,39].

Navigator Technik

Das Prinzip der Bewegungskorrektur mittels Navigator Technik stammt aus den frühen 1950er Jahren. Die Navigator Technik wurde zum ersten Mal in der erdgebundenen Astronomie eingesetzt um atmosphärische Turbulenzen auszugleichen. Das Prinzip der Navigator Technik wird allgemein zur Korrektur von Bewegungen bei Bildaufnahmen genutzt und basiert auf dem Grundkonzept, dass Bewegungsartefakte korrigiert werden können, wenn die Bewegungen selbst exakt detektiert werden. In die medizinische Magnetresonanztomographie wurde die Navigator Technik 1989 von Ehman eingeführt [40] und wird heute insbesondere für hochaufgelöste Bilder, z.B. für die MR-Koronarangiographie oder die Plaquedarstellung, eingesetzt. Mit der MR-Navigator-Technik ist es möglich Bewegungen von Strukturen des Köpers (Diaphragma, Herz) direkt zu erfassen, ohne andere Hilfsmittel zu benötigen.

Physikalisches Prinzip

Das Navigatorecho kann auf zwei verschiedene Arten erzeugt werden. Erstens durch Spin-Echos eines räumlich lokalisierten Volumens aus Gewebe, die durch die Kreuzung zweier orthogonaler schichtselektiver Hochfrequenz-Impulse von 90° und 180° entsteht (Abbildung 6) [41]. Bei der Planung ist zu beachten, dass die zwei Schichten des Navigators nicht durch das Messvolumen der eigentlichen Bildgebung gelegt werden, da es durch den hohen Anregungswinkel bei Spin-Echo-Sequenzen zu Artefakten durch Sättigungseffekte kommen kann [42] [32]. Zweitens durch einenzweidimensionalen Hochfrequenz-Impuls mit niedrigem Anregungswinkel (Abbildung 7). Dabei wird ein zylinderförmiges Stabvolumen angeregt, das daraus resultierende Navigatorecho wird durch ein Gradientenecho ausgelesen. Die zweidimensionale Hochfrequenz Impuls Technik basiert auf einer spiralförmigen K-Raum Bahn, diese wird durch das Gradientensystem in der Anwesenheit eines B1-Feldes erreicht.

Abbildung 10:Navigatorecho, erzeugt durch Kreuzung zweier orthogonaler schichtselektiver Hochfrequenz-Impulse Das Navigatorecho (a) wird durch die Kreuzung eines 90° Hochfrequenzimpulses (b) und eines 180° Hochfrequenzimpulses (c) erzeugt.

Abbildung 11: Navigatorecho, erzeugt durch einen zweidimensionalen Hochfrequenz Impuls

Durch eindimensionale Fournier-Transformation des Navigatorechos erhält man die Position der untersuchten Strukturen. Durch die Abfolge und Auswertung mehrerer Navigatorechos erhält man die Position in Abhängigkeit von der Zeit ähnlich dem M-Mode des Ultraschallgerätes (Abbildung 9). Aus den Navigatorechos können Positionsangaben mit einer Genauigkeit von 1 mm extrahiert werden [43] und damit kann eine eindimensionale Bewegungskomponente in anteriorposteriorer, craniocaudaler oder rechtslinksRichtung abgeleitet werden. Positionen bzw. Bewegungskomponenten können in allen Raumebenen erfasst werden, für jede Raumebene ist jedoch ein eigener Navigator notwendig. Für die verlässliche Detektion der Bewegungen mit der Navigator Technik ist eine Grenzfläche mit großem Signalunterschied wichtig, wie z.B. zwischen Leber und Lunge oder zwischen Herz und Lunge.

Abbildung 12: Navigatorecho in Abhängigkeit von der Zeit Beispielhafte Darstellung eines Navigatorechos des Diaphragmas in Abhängigkeit von der Zeit während normaler Atmung. Der schwarze Bereich ist das Signal der Lunge der weiße Bereich das Signal der Leber. Der gelbe Pfeil kennzeichnet das Diaphragma in Endexspiration. Auf der y-Achse wird die Position der Diaphragma-Lungengrenze in craniocaudaler Richtung angezeigt. Die Zeit ist auf der x-Achse aufgetragen.
Anwendungen (Korrektur und Gating)
Herkömmlich wird der Navigator in craniocaudaler Ausrichtung in das rechte Hemidiaphragma positioniert. Die Position des Herzens wird, anhand der vom Navigator bestimmten Position des rechten Hemidiaphragmas, mit einem Korrekturfaktor von 0,6-0,4 [8,44] geschätzt.

Bewegungsinformationen können in unterschiedlicher Weise zur Unterdrückung von Bewegungsartefakten verwendet werden. In der kardiovaskulären Magnetresonanztomographie werden Gating- und Korrekturverfahren eingesetzt.

Bei der Gating Technik werden nur Bilddaten akzeptiert, wenn die Position des Diaphragmas sich in einem vorher definierten Grenzbereich (Gatingfenster) befindet. Es gibt prospektive und retrospektive Gatingverfahren. Korrekturverfahren passen die Parameter der Bildakquisition den Bewegungen währenden der Akquisition so an, dass ein "Standbild" erzeugt wird.
Retrospektive Navigator-Gating-Technik
Bei der Retrospektive Navigatortechnik werden alle Teilbilder fünf Mal akquiriert. Für jedes Teilbild erfolgt zeitgleich eine Detektion der Diaphragmaposition mittels Navigator. Nach der Messung wird die Zwerchfellposition, die am häufigsten gemessen wurde als endexspiratorische Lage definiert und die akquirierten Daten werden retrospektiv zugeordnet. Dabei werden die Teilbilder zum Bildaufbau verwendet, die am dichtesten an der endexspiratorischen Lage (Gating-Position) akquiriert wurden. Der Hauptnachteil dieses Verfahrens ist die fünffach verlängerte Messdauer im Vergleich zur Ausgangssequenz ohne Retrospektives Gating. Im Vergleich zu prospektiven Navigatortechniken ist das Bewegungskorrekturvermögen geringer [32].
Prospektive Navigator-Gating-Technike
Bei der prospektiven Navigator-Gating-Technik werden nur Bilddaten akquiriert, wenn die Abweichung der Diaphragmaposition den Toleranzbereich (Gatingfenster, meist 5 mm) des vorher festgelegten Referenzniveaus nicht überschreiten (Abbildung 9) [45]. Das Gatingfenster wird in der Präparationsphase vor der eigentlichen Bildgebung bestimmt. Mithilfe der Navigtorechos wird während der Präparationsphase die durchschnittliche endexspiratorische Atemlage berechnet und als Referenzlevel festgelegt. Pro Herzzyklus wird vor den Bilddaten ein Navigatorecho akquiriert. Die craniocaudale Position des Diaphragmas wird aus den Navigatorechos in Echtzeit (<2 ms) berechnet und mit der Referenzposition verglichen. Die Entscheidung, ob die Daten verworfen werden und die Akquisition der Teilbilder wiederholt werden muss oder ob das nächste Teilbild akquiriert werden kann erfolgt in Echtzeit, wenn die Position des Navigator Echos innerhalb des Gatingfensters ist wird der nächste Teilbild akquiriert. Durch die Gating-Technik wird die Scanzeit verlängert, da nur Daten in einem bestimmten Fenster akzeptiert werden. Je kleiner das Gatingfenster ist, desto geringer sind die verbleibenden Bewegungsartefakte und desto länger ist die Scanzeit. Durch Tracking-Verfahren kann das Gating-Fenster auf 5 mm ausgedehnt werden, ohne dabei zu große Verluste in der Bildqualität in Kauf nehmen zu müssen. Unter guten Bedingungen ist eine Effektivität von > 50% realisierbar [32].

Das Tracking-Verfahren korrigiert die verbleibenden Bewegungsartefakte, die sich aus dem, z.B. 5 mm großen Gatingfenster, ergeben (Abbildung 9). Die Korrektur der Bewegung erfolgt in Echtzeit vor der eigentlichen Bildaquisitation, durch Modifikationen der ortskodierenden Parameter. Die Korrektur einer transversalen Schicht in craniocaudaler Richtung, z.B. erfolgt durch eine der Position des Herzens angepassten Modifikation des schichtselektiven Hochfrequenz-Impuls. Das Navigatorecho wird zur Detektion der Herz bzw. Diaphragmaposition verwendet. Wenn sich das Herz, im Vergleich zum Ausgangswert, um 2 mm nach cranial verlagert hat, erfolgt die nächste Schichtakquisition mit einem modifiziertem Hochfrequenz-Impuls, der eine Schicht anregt, die 2 mm cranial der Vorherigen ist [46]. Mit der zum jetzigen Zeitpunkt verfügbaren Navigatortechnik hat es sich als günstiger erwiesen, die Bewegung des Herzens nicht direkt durch ein Navigatorecho innerhalb des Herzens zu korrigieren, sonder indirekt über die Position des Diaphragmas zu schätzen [47]. Der Korrekturfaktor der craniocaudalen (CC) Bewegung des Diaphragmas zur CC Bewegung des Herzens wird mit 0,4-0,6 angenommen, da die CC Bewegung des Herzen ca. 40-60% der CC Bewegung des Diaphragmas entspricht [8,44]. Dabei wird meist von einem konstanten linearem Zusammenhang der Bewegungen von Diaphragma und Herz ausgegangen [8].

Abbildung 13: Prospektive Navigator Gating Technik Schematische Abbildung des prospektiven Navigator Gating- und Tracking-Verfahrens mit gleichzeitiger EKG-Ableitung und Atemkurve. Die Bilddaten werden verwendet, wenn sich das Diaphragma innerhalb des Gatingfensters befindet (grüne Line) und verworfen wenn sich das Diaphragma außerhalb des Gatingfenster befindet (rote Line). Die Diaphragmaposition wird durch eine Navigatormessung unmittelbar vor der eigentlichen Bildakquisition erfasst. Abweichungen bei der Bildakquisition des Diaphragmas von der in der Präparationsphase festgelegten endexspiratorischen Lage werden um die Differenz D korrigiert.
Atherosklerose-Darstellung in der MRT
Atherosklerotische Veränderungen können in der MRT ohne Kontrastmittel und mit Kontrastmittel dargestellt werden. Die Bildgebung ohne Kontrastmittel kann weiter unterteilt werden in eine Bildgebung in Weiß-Blut-Technik und in eine Bildgebung in Schwarz-Blut-Technik.
Atherosklerose-Darstellung ohne Kontrastmittel
Die Atherosklerose-Darstellung ohne Kontrastmittel basiert auf unterschiedlichen Signalintensitäten und Morphologien der Bestandteile in T1-Wichtung, T2-Wichtung, Protonen-Wichtung und "Time-of-Flight" Technik (Kapitel 1.3.2.1.2.1). Beispielhaft sind in Tabelle 4 die in der Literatur verwendeten Sequenzparameter dargestellt [14,24,27,28,29]. Alle Sequenzen werden mit einem Vorpuls kombiniert, der das Signal des perivaskulären Fettgewebes unterdrückt, so wird eine Kontrastanhebung zwischen der Gefäßwand und dem umliegenden Gewebe erreicht. Die Fettunterdrückung beeinflusst die Plaquecharakterisierung nicht, da durch den Fettunterdrückungs-Vorpuls hauptsächlich das Signal der Triglyzeride (Hauptfettanteile des perivaskulären Fettes) und nicht das von Cholesterinverbindungen (Hauptfettanteil des Lipidkerns) unterdrückt wird. T1-Wichtung, T2-Wichtung und Protonen-Wichtung werden in Schwarz-Blut-Technik akquiriert.

Alle Basispulssequenzen sind fettunterdrückt. T1-Gewichtete, T2-Gewichtete und Protonen gewichtete Sequenzen werden in Schwarz-Blut-Technik akquiriert.
TOF

T1-Wichtung

T2-Wichtung

Protonen-Wichtung

Pulssequenz

TOF 2D

Double inversion recovery (IR) 2D

Fast Spin Echo (FSE) 2D

Fast Spin Echo (FSE) 2D

Repetitionszeit (TR) [ms]

23

800

3 Herzschläge

3 Herzschläge

Echo Zeit (TE) [ms]

3,8

9,3

40

20

Rekonstruierte Schichtdicke [mm]

2

2

2

2

Akquisitionszeit [min]

1,5-4

6-7

5-7

5-7

Matrix

256256

256256

256256

256256

Field of View (FOV) [cm]

13

13

13

13

Rekonstruierte Voxelgröße [mm]

0,2540,2542

0,254 0,2542

0,2540,2542

0,2540,2542

Tabelle 3: Bildparameter der Sequenzen, die zur Plaquedifferenzierung in den Karotiden eingesetzt werden nach Yuan [31]

Schwarz-Blut-Technik
Das Blutsignal wird in der Schwarz-Blut-Technik unterdrückt, so dass die Gefäßwand vom Blut abgrenzt werden kann und so Veränderungen in der Gefäßwand beurteilt werden können. Dem Lumen der Arterie eng anliegende Verkalkungen entgehen jedoch der Diagnostik mit der Schwarz-Blut-Technik, da Verkalkungen in allen Wichtungen ebenfalls signalarm sind. Verkalkungen können nur im Vergleich mit einer Weiß-Blut-Sequenz erkannt werden. In Weiß-Blut-Technik stellen sich Verkalkungen als einziger Plaquebestandteil signalarm dar.

Die Schwarz-Blut-Technik ist ein Vorpuls und kann mit anderen Basispulssequenzen kombiniert werden. Das Signal des Blutes wird in der Schwarz-Blut-Technik durch zwei schnell aufeinander folgende 180° Inversions-Vorpulse unterdrückt. Der erste unselektive 180° Vorpuls invertiert die Magnetisierung des ganzen Körpers, also auch das Blut, bzw. den gesamten Sendebereich der verwendeten Spule. Der zweite schichtselektive 180° Vorpuls reinvertiert die Magnetisierung der abzubildenden Schicht. Die Magnetisierung des restlichen Körpers bleibt um 180° invertiert. Das noch invertierte Blut außerhalb der Bildschicht fließt nun in die Bildschicht ein, erzeugt aber kein Signal. Die Bildakquisition erfolgt nach der Inversionszeit (TI), die so gewählt wird, dass das 180° invertierte Blut gerade soweit relaxiert ist, dass es kein Signal erzeugen kann, wenn die Bildakquisition startet. TI ist daher vom T1-Wert des Blutes abhängig (Abbildung 10). Der zweite schichtselektive 180° Vorpuls wird etwas dicker gewählt, als die Bildschicht, um Artefakten vorzubeugen. In Regionen mit turbulentem und langsamem Blutfluss oder bei rezirkulierendem Blut kann es aufgrund des unvollständigen Austausches mit invertiertem Blut zu einer ungenügenden Unterdrückung des Blutsignals kommen [32,48].

Abbildung 14: Schwarz-Blut-Technik Die Schwarz-Blut-Technik besteht aus zwei aufeinanderfolgenden 180° Vorpulsen (nicht schichtselektiv / schichtselektiv). Danach ist die Magnetisierung außerhalb der Messschicht invertiert (z.B. für Blut). Die Messung der Bilddaten wird dann durchgeführt, wenn die Blutmagnetisierung ihren Nulldurchgang hat, d. h. Blut kein Signal gibt [32]

Bei der Darstellung der Koronarien in Schwarz-Blut-Technik besteht die Gefahr, dass die Koronarien und der linke Ventrikel in einer Schicht liegen und der zweite 180° Reinversions-Puls durch Reinversion von ventrikulärem Blut, was anschließend in die Koronarien gelangt, zur unvollständigen Signalunterdrückung des Blutes in den Koronarien führt. Botnar und Mitarbeiter haben versucht dieses Problem zu lösen, indem sie den zweiten schichtförmigen 180° Puls durch einen zweidimensionalen, zylindrischen 180° Puls ausgetauscht haben. Damit beleibt das gesamte Volumen, das vom ersten 180° Puls angeregt wurde, invertiert und damit auch signalunterdrückt und nur ein zylindrisches Volumen wird reinvertiert. Das zylindrische Volumen des zweiten 180° Pulses kann so gelegt werden, das kein ventrikuläres Blut reinvertiert wird [49].
Spiraltechnik
Im Unterschied zu Standardverfahren erfolgt in der Spiral-Technik die Auslese der Teilbilder (K-Raum) spiralförmig. Der K-Raum ist der mathematische Datenraum, in dem die gemessenen Daten vorliegen, bevor mit der Fourier-Transfomation daraus das Bild berechnet wird. Die spiralförmige Bahn wird durch eine schnelle sinusartige Oszillation der Gradientenfelder erzeugt, wobei die Oszillationsfrequenz der Gradientenfelder kontinuierlich abnimmt. Der K-Raum wird durch die spiralförmige Auslesung effektiver genutzt, da die für die Bildinformation nicht so wichtigen Datenpunkte am Rand des K-Raums ausgelassen werden (Abbildung 11). In Spiraltechnik wird das Zentrum des K-Raums zuerst akquiriert, die benötigten Gradientenstärken im Zentrum des K-Raums sind gering, demzufolge sind die Flussartefakte ebenfalls gering.

Abbildung 15: Auslesung des K-Raums in Spiraltechnik Die spiralförmige Auslesung des K-Raums wird durch Oszillation der Gradientenfelder erzeugt. Die für die Bildentstehung nicht so wichtigen Bereiche am Rande des K-Raums werden ausgelassen.

Vorteile der Spiraltechnik sind das höhere Signal zu Rausch-Verhältnis[50,51] und die geringere Anfälligkeit für Bewegungs- und Flussartefakte [32,52] im Vergleich mit Standardverfahren. Nachteile der Spiraltechnik sind die größere Gefahr von Rückfaltungsartefakten und die höhere Anfälligkeit gegenüber Magnetfeldinhomogenitäten sowie "Chemical shift" Artefakten [50].

Diese Nachteile können zum Teil durch andere Techniken ausgeglichen werden. Die "Chemical shift" Artefakte können z.B. durch Unterdrückung des Fettsignals verringert werden und Artefakte durch Magnetfeldinhomogenitäten können durch eine Messung der Magnetfeldhomogenität (B0-Map) korrigiert werden ("SPIRAL Conjugate Phase Reconstroction Deblurring").
Weiß-Blut-Technik
Blut in der Weiß-Blut-Technik wird signalreich dargestellt. Hauptsächlich werden drei verschiedene Methoden verwendet: 1. "Time-of-Flight"-Angiographie, 2. Phasenkontrastangiographie und 3. kontrastmittelgestützte MR-Angiographie (Kapitel 2.2.1). Zur Plaquedifferenzierung ohne Kontrastmittel hat sich die "Time-of-Flight"-3D-Angiographie bewährt [14,24,26,29,31].
"Time-of-Flight"
Die "Time-of-Flight" Sequenzen, die zur Plaquedifferenzierung verwendet werden, stammen ursprünglich aus der MR-Angiographie. Es sind Gradientenechosequenzen mit hohen Flipwinkeln (25-60°) und einer kurzen Repetitionszeit. Durch den hohen Flipwinkel des Hochfrequenzpulses kommt es zu einem Verbrauch der Längsmagnetisierung und die hohe Wiederholungsrate (kurzes TR) erlaubt nur eine geringe T1-Relaxation. Der Verlust an Längsmagnetisierung, innerhalb des statischen Gewebes der angeregten Schichten, erzeugt eine Abnahme des Signals, das Gewebe wird gesättigt. Blut außerhalb der angeregten Schichten bleibt ungesättigt und erzeugt durch den Einstrom ein hohes Signal. Voraussetzung für diesen Effekt, der auch als Inflow-Effekt bezeichnet wird, ist ein kompletter Blutaustausch mit ungesättigtem Blut. Dies ist nur gewährleistet, wenn das Gefäß nicht parallel zur untersuchten Schicht verläuft und die Strömungsgeschwindigkeit so hoch ist, dass das gesamte Blut innerhalb einer Repetitionszeit ausgetauscht wird ()[32]. Sind diese Bedingungen nicht erfüllt, wird das Blut mit dem restlichen Gewebe gesättigt. Dies führt zu einem Signalabfall und zu einer Überschätzung des Stenosegrades.
Atherosklerose-Darstellung mit Kontrastmitteln
Zur Atherosklerose-Darstellung werden spezifische Kontrastmittel ("Molecular Imaging") und unspezifische extravasale Kontrastmittel verwendet. Die spezifischen Kontrastmittel binden an bestimmte Zielmolekühle (Fibrin) der Plaques oder werden durch Makrophagen aufgenommen und stellen so immunologische Aspekte der Atherogenese dar.
Unspezifische extrazelluläre Kontrastmittel
Die Gabe extravasaler Kontrastmittel auf Gadoliniumbasis führte bei fibrotischen Plaqueanteilen zu einem Anstieg der Signalintensität in T1-gewichteten Sequenzen um 79,5%, im Vergleich vor Kontrastmittelgabe [53]. Neovaskularisierte Plaqueanteile konnten durch den Vergleich des Signals vor und nach Kontrastmittelgabe erstmals differenziert werden (Sensitivität 76%, Spezifität 79%). Neovaskularisierte Plaqueanteile zeigten einen signifikant höheren Signalanstieg, als fibrotische Plaqueanteile [53]. Im Gegensatz dazu, war in einer Studie von Wasser der Signalanstieg nach Kontrastmittelgabe nicht mit neovaskularisierten Plaqueanteile assoziiert [54]. Jedoch konnte die fibrotische Kappe nach Kontrastmittelgabe durch ein Signalenhancement von 29% und ein besseres Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) im Vergleich mit der Signalintensität vor Kontrastmittelgabe besser identifiziert werden[54].
Ultrakleine paramagnetische Eisenoxidpartikel
Ultrakleine paramagnetische Eisenoxidpartikel (USPIOs) sind kleinste, z.B. mit Carboxydextran beschichtete Eisenpartikel. Sie haben einen hydrodynamischen Durchmesser von ca. 25 nm, [55]. In einem hyperlipämischen Hasenmodell konnte gezeigt werden, dass es als Zeichen der Inflammation zu einer USPIOs Aufnahme der Makrophagen kommt, bevor die Arterien stenosieren. USPIOs werden vom Endothel der Arterien aufgenommen und erzeugen durch die Verteilung der Makrophagen innerhalb der Plaques eine spezifische Kontrastmittelablagerung in der innersten Schicht der Intima. Die Kontrastmittelanreicherung bewirkt einen Signalabfall in T2 gewichteten Sequenzen. Die Aussagekraft des Testes wird durch Kalzifikationen eingeschränkt, da diese ebenfalls in T2-Wichtungen signalarm sind [56].
Fibrinspezifisches Kontrastmittel
Im Tiermodell war es möglich, die hohe Affinität eines fibrinspezifischen Kontrastmittels an einem venösen Thrombus zu zeigen. Zwei Hunden wurden in vivo jeweils ein Thrombus in beide Venae jugularis externae gesetzt. Anschließend wurde in eine Vene das fibrinspezifische Kontrastmittel injiziert. Es kam zu einem Signalanstieg und einem verbesserten Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (CNR) im Vergleich zur Kontrollseite ohne fibrinspezifischem Kontrastmittel [57].
Drei Punkt Plan Scan
Der gewundene Verlauf der Koronarien ist in der tomographischen Bildgebung ein Problem, da sich der Verlauf der Koronarien innerhalb der Schichtebene ändert und so die Koronarien teilweise längs und teilweise quer angeschnitten werden, was die Beurteilung erheblich erschwert. Mithilfe des Drei-Punkt-Planscan können die Schichten längs dem Verlauf der Koronarien geplant werden. Dabei werden in einer Übersichtsaufnahme im Verlauf der Koronararterien drei Punkte gesetzt: der erste Punkt nahe des koronarem Ostiums der Aorta, der zweite Punkt im mittleren Segment der Koronarie und der dritte Punkt im distalem Segment. Anhand dieser drei Punkte berechnet der Computer die Ausrichtung der Bildebenen längs des Verlaufs der Koronarie.

Herleitung der Fragestellung / Aufgabenstellung
In mehreren Studien konnte gezeigt werden, dass die Plaquedarstellung und Differenzierung mit hoher Sensitivität und Spezifität in den Karotiden möglich ist [24,25,26,29,48,58,59]. Die Anforderungen an die MRT-Technik in den Koronarien im Vergleich zu den Karotiden sind um ein Vielfaches höher. Die besonderen Anforderungen der Darstellung von Plaques in den Koronararterien ergeben sich aus: a) dem kleinen Durchmesser (3-4 mm), was eine hohe räumliche Auflösung erfordert; b) den Bewegungsartefakten, die durch Atmung und Herzschlag entstehen ( 1.1.1 und 1.1.2); c) der hohen Signalintensität des epikardialen Fettgewebes und d) dem gewundenem Verlauf der Koronararterien, wodurch die Darstellung speziell in der tomographischen Bildgebung erschwert wird.

Eine bessere Bildqualität kann erreicht werden durch: a) genauere Bewegungskorrekturverfahren (Kapitel 1.3.1), b) weiterentwickelte Sequenzen (Kapitel 1.3.2.2.1.1), c) verbesserte Spulen (z.B. intravaskuläre Spulen), d) eine höhere Feldstärke und e) Kontrastmittel.

In einer Arbeit von Schär [4] wurde gezeigt, dass die Plaquedifferenzierung in den Koronarien eine Auflösung in der Bildebene von mindestens 0,167 0,167 mm² erfordern durch ein genaueres respiratorisches Korrekturverfahren, die Verkleinerung des Gatingfensters, war eine Plaquedifferenzierung bei Reduktion der Auflösung in Bildebene auf 0,333 0,333 mm² möglich.

Ziel dieser Arbeit ist die Verbesserung der Bildqualität durch: 1.) Optimierung des respiratorischen Korrekturverfahrens und 2.) die Anwendung der Spiraltechnik in der Plaquedarstellung.
Optimierung des respiratorischen Korrekturverfahrens
Ein Problem der MR-Koronarangiographie ist die ateminduzierte Bewegung des Herzens. Mit Atemstopp-Techniken kann die Bewegung selbst minimiert werden [60]. Dabei sind Atemstopp-Techniken durch die begrenzte Akquisitionszeit limitiert, wodurch auch die erreichbare räumliche Auflösung begrenzt ist [44]. Im Vergleich wurde von einer besseren oder mindestens genauso guten Bildqualität bei der Navigatorecho-Technik berichtet [61].

Mit Navigator-Techniken [62,63] wird die freie Atmung erlaubt, jedoch versucht, anhand der Zwerchfellposition die Position des Herzens zu bestimmen und Messungen bei identischer Herzposition durchzuführen. Die von uns angewandte Methode basiert auf der Auswertung eines eindimensionalen MR-Signals in Echtzeit (Kapitel 1.3.1.4.2.2). Dieser Ansatz hat jedoch den Nachteil, dass die Messung relativ lang dauert, da sowohl auf den Herz- als auch auf den Atemzyklus synchronisiert werden muss. Kurze Messzeiten können erreicht werden, wenn entweder eine lange stabile und reproduzierbare Diaphragmaposition erreicht werden kann, oder die Position des Herzens auch bei Abweichungen des Zwerchfells von der Idealposition exakt vorhergesagt werden kann.

Bei der zurzeit in multiplen MR-Koronarangiographiestudien [64,65] erfolgreich angewandten Methode werden lediglich die CC Bewegungen des Zwerchfells erfasst und mit einer einfachen Methode auf die dreidimensionale Herzbewegung übertragen. Dabei wird die CC Bewegung des Herzens für 60% der Zwerchfellbewegung korrigiert [45] (Kapitel 1.3.1.4.2.2). Eine direkte Erfassung und Korrektur für die AP Bewegung des Thoraxes während der Atmung findet nicht statt. Ziel der Studie war es herauszufinden, ob die AP Bewegung des Herzens mit wenigen Messpunkten bestimmt werden kann und ob es möglich ist, die CC und die AP Bewegung durch Veränderungen der Thoraxbewegungen zu beeinflussen. Dabei werden folgende Hypothesen untersucht:

1. Bei eingeschränkter Bewegungsmöglichkeit des Thoraxes, ist die endexspiratorische Lage (EEL) des Diaphragmas konstanter und länger.

2. Durch eine eingeschränkte Bewegungsmöglichkeit des Thoraxes während des Atemzyklus wird die AP Bewegung des Herzens verringert und die CC Bewegung verstärkt.

3. Dies führt zu einer besseren Korrelation der Herzposition mit der Zwerchfellposition.
Optimierung der Plaquedarstellung
Das Auflösungsvermögen ist ein entscheidender Faktor in der Plaquedarstellung. Erst ab einer Auflösung in der Bildebene von mindestens
0,333 0,333 mm²; konnten in einer Studie von Schär dünne fibrotische Kappen von unveränderten Koronararterien unterschieden werden [4]. Hohe Auflösungen zeichnen sich durch eine feine Matrix und eine geringe Schichtdicke aus. Eine feine Matrix führt zu einer längeren Scanzeit und ebenfalls, wie eine geringere Schichtdicke, zu einem geringeren SNR.

Der Vorteil von Spiralsequenzen liegt in einem höheren Signal zu Rauschverhältnis [50] und einer geringeren Anfälligkeit gegenüber Bewegungsartefakten [32], weshalb sich Spiralsequenzen (Kapitel 1.3.1.1.1.1) besonders zur Plaquedarstellung in den Koronarien eignen. Studien über den Einsatz der Spiraltechnik mit Schwarz-Blut-Technik in der Plaquedarstellung der Karotiden und Koronarien liegen jedoch nicht vor.

Ziel der Untersuchung war es herauszufinden, ob eine Plaquedarstellung in einer Auflösung von 0,273 0,273 mm bei einer Schichtdicke von 2 mm in Spiraltechnik möglich ist, ob sich alle Plaques, die sich in den herkömmlichen Sequenzen darstellen auch in Spiraltechnik darstellen lassen und wie das Signal zu Rauschverhältnis und Kontrast zu Rauschverhältnis ist.

Folgende Hypothesen wurden untersucht: in Spiraltechnik kommt es zu einer besseren visuellen Differenzierbarkeit, einem besseren Signal zu Rauschverhältnis und Kontrast zu Rauschverhältnis bei gleicher Auflösung im Vergleich zu den konventionell eingesetzten Sequenzen der Plaquedifferenzierung.