[Seite 11↓]

Einleitung

1.1  Physiologie der Perfusion

In einem komplizierten vielzelligen Organismus kann die Aufnahme und Verteilung von Nährstoffen und Sauerstoff nicht mehr über die äußeren und inneren Oberflächen allein geschehen, sondern erfolgt durch den Blutkreislauf [Wal87]. Den unterschiedlichen Anforderungen entsprechend haben sich bei den einzelnen Gattungen verschieden differenzierte Systeme entwickelt. Während bei den Wirbellosen noch Teile der Gefäße pulsieren und so das Blut transportieren, besitzen Wirbeltiere mit dem Herzen ein separates Pumporgan. Auch das Herz ist unterschiedlich ausgebildet. Es gibt Organismen mit seriellem Körper- und Kiemenkreislauf, bei denen das Herz nur eine Kammer besitzt (Abb. 1). Lungenatmer haben dagegen getrennte Lungen- und Körperkreisläufe und weisen eine Längsteilung des Herzens auf.

Abbildung 1: Schema des Blutkreislaufs bei Kiemenatmern (links) und Säugetieren (rechts); aus: [Wal87]

Das gesamte System ist kein starrer Kreislauf, sondern passt sich individuell den Erfordernissen des Körpers an. Der Kreislauf sichert die Versorgung aller Organe bei möglichst geringer Herzarbeit. Ruhende Organe werden weniger durchblutet als aktive. Die Anpassung des Kreislaufs erfolgt sowohl über das Herz durch die Regulierung der Herzfrequenz als auch über die Gefäße durch eine Veränderung des Lumens. Zusätzlich kann die Blutmenge im Kreislauf angepasst werden, Leber und Milz dienen dabei als Speicher.


[Seite 12↓]

1.1.1  Das menschliche Gefäßsystem

Die vom Herzen zu den Organen führenden Blutgefäße werden als Schlagadern oder Arterien bezeichnet. Der Name Arterien leitet sich vom griechischen „aer“ = Luft ab, und beruht auf der Beobachtung, dass diese Gefäße bei einer Leiche aufgrund der Wandkontraktion stets blutleer sind. Man nahm irrtümlicherweise an, Arterien würden Luft transportieren. Die Aorta als größte Arterie dient mit ihrer elastischen Wand als mechanischer Zwischenspeicher für den vom Herzen erzeugten hohen systolischen Blutdruck. Sie erzeugt einen quasikontinuierlichen Blutstrom durch die Peripherie.

Abbildung 2: Wandaufbau der Arterie; aus: [Sob85]

Die großen Arterien teilen sich unter stetiger Zunahme des Gesamtquerschnittes in mittelgroße, kleine und präkapilläre Arterien (Arteriolen) auf, wobei die Dicke aller Wandschichten, besonders aber die der Tunica media abnimmt (Abb. 2). Die kleinsten präkapillären Gefäße, die Arteriolen bestehen nur noch aus Endothel, Gitterfaserhäutchen und einer oft auch nicht mehr geschlossenen Lage glatter Muskelzellen.

Der eigentliche Stoffaustausch findet in den kleinsten Blutgefäßen, den Kapillaren statt (Abb. 3). Diese äußerst dünnwandigen Röhren bestehen nur noch aus einer Endothelzellschicht, umgeben von einer Basalmembran. Da sich die gesamte Querschnittsfläche der Kapillaren im Vergleich zu den großen Arterien um den Faktor 500 – 800 vergrößert, sinkt die Strömungsgeschwindigkeit auf 0,2 bis 1 mm/s. Zusammen mit der Länge von 0,5 bis 1 mm und einem Durchmesser von 4 – 8 Mikrometern ergibt sich daraus eine Verweildauer des Blutes in den Kapillaren von 0,5 bis 5 Sekunden.


[Seite 13↓]

Abbildung 3: Schema der terminalen Strombahn. Glatte Muskelfasern sind kreisförmig an der Gefäßwand dargestellt; aus: [Sch00]

Die Arteriolen regulieren über ihre Muskelkontraktion die Durchblutung des nachgeschalteten Kapillarnetzes. Unter Ruhebedingungen sind nur etwa ein Drittel aller Kapillaren durchströmt, die effektive Austauschoberfläche beim Menschen beträgt dann etwa 300m². Die Kapillardichte ist von Organ zu Organ verschieden, am höchsten ist sie im Gehirn, dem Myokard und den Nieren.

Der Stoffaustausch in den Kapillaren geschieht auf verschiedenen Wegen. Lipidlösliche Stoffe wie zum Beispiel die Atemgase O2 und CO 2 können durch die gesamte Fläche des Endothels diffundieren. Das Konzentrationsgefälle dieser Substanzen zwischen Blut und Gewebe wird nahezu vollständig ausgeglichen, die Menge der ausgetauschten Stoffe ist proportional zur lokalen Durchblutung (durchblutungslimitierter Austausch). Wasserlösliche Substanzen wie Glukose, Aminosäuren, Proteine und das Wasser selbst können die Kapillarwand dagegen nur durch Poren oder interzelluläre Spalten passieren (diffusionslimitierter Austausch). Die Transport­geschwin­dig­keit hängt dabei wesentlich vom Verhältnis der Molekülgröße zum Porenradius ab. Während bei kleinen Molekülen wie Glukose die Diffusion nahezu ungestört verläuft, können größere Moleküle die Kapillarwand zunehmend schlechter passieren.

Kapillaren vom kontinuierlichen Typ, wie sie im Herz- und Skelettmuskel, der Lunge und im Gehirn zu finden sind, besitzen kein Porensystem. Der Haupttransportweg wasserlöslicher Stoffe ist in diesen Gefäßen die Passage der interzellulären Spalten zwischen den Endothelzellen. In diesen Spalten befinden sich so genannte „tight junctions“. Diese Haftstränge zwischen benachbarten Zellen sind im Gehirn lückenlos und bilden zusammen mit den Gliazellen die Blut-Hirn-Schranke (BHS), die den Übertritt hochmolekularer Substanzen aber auch von Bakterien und Viren vom Blut in die Nervenzellen verhindert (Abb. 4). Die BHS kann bei einer Reihe von Erkrankungen wie z.B. Entzündungen, bei Tumoren oder Durchblutungsstörungen des Gehirns aber auch bei Vergiftungen oder Hypoxie durchbrochen sein.


[Seite 14↓]

Abbildung 4: Blut-Hirn-Schranke, a) räumlich, b) Querschnitt; aus: [Dee92]

Das Kapillarbett bildet das Ende des arteriellen Gefäßbaumes. Die Kapillaren münden in Venolen, die das Blut in immer größeren Venen sammeln, bis es schließlich über die Vena cava bzw. Venae pulmonales wieder das Herz erreicht. Der Blutfluss durch das Kapillarbett, der für die Versorgung der Zellen mit Nährstoffen sowie den Abtransport von Stoffwechselprodukten verantwortlich ist, wird „mikrovaskuläre Perfusion“ – oder oft auch nur „Perfusion“ genannt.


[Seite 15↓]

1.1.2  Perfusion des Gehirns

In Ruhe erhält das Gehirn etwa 15% des Herzzeitvolumens an Blut. Die durchschnittliche Durch­blutung beträgt dann 50-60 ml⋅100g-1⋅min-1. Tabelle 1 zeigt die Perfusion des Gehirns im Vergleich zu anderen Organen. Obwohl es nur 2% der Körpermasse ausmacht, entfällt auf das Gehirn 20% des Gesamtenergieumsatzes, wobei als Energiequelle fast ausschließlich Glukose dient.

Tabelle 1: typische Perfusionswerte eines Erwachsenen; aus: [Sch00]

Organ bzw. Gewebe

Ruhedurchblutung

[ml⋅100g-1⋅min-1]

maximale Durchblutung, [Verh. zur Ruhedurchblutung]

Niere

350

1,5

Myokard

70-80

6

Gehirn

50-60

2,5

Magen, Darm

50

8

Leber

30

6

Haut

10-15

15

Skelettmuskel

2-4

20

Der hohe Energieverbrauch zusammen mit den geringen Energie- und Perfusionsreserven machen das Gehirn anfällig für Durchblutungsstörungen, auch wenn diese nur kurz andauern.

Das Blut erreicht das Gehirn durch 4 Schlagadern, den Arteriae carotes communes und vertebrales (Abb. 5).


[Seite 16↓]

Abbildung 5 : vereinfachtes Schema der arteriellen Versorgung des Gehirns; nach: [Net97]

Das Hirnparenchym wird hauptsächlich direkt von den Arteriae carotes internae sowie den Arteriae vertebrales versorgt. Die Versorgungsgebiete der vorderen und hinteren Strombahn zeigt Abbildung 6. Vermindert sich der Blutfluss in einem Gefäß bei Verengungen zum Beispiel durch arteriosklerotische Plaques, Dissektion oder Thrombenbildung, so kann der Perfusionsverlust teilweise kompensiert werden. Verschiedene Anostomosen verbinden die Gefäße untereinander, am bedeutendsten ist wohl der Circulus arteriosus cerebri (Circulus Willisi). Wie in Abbildung 5 zu erkennen bildet dieser Circulus als Gefäßring sowohl die Verbindung von vorderem und hinterem Strombahngebiet als auch die von rechter und linker Gehirnhälfte. Die Arteriae communicantes posteriores sind unter normalen Flussbedingungen nicht selten primär zwar angelegt, häufig aber kaum durchströmt. Erst im Fall eines Perfusionsdefizites werden diese genutzt und es findet eine Umverteilung des Blutflusses statt, die auch als Kollateralisierung bezeichnet wird.


[Seite 17↓]

Abbildung 6: Angiographie der Karotis (rot) und Vertebralis (gelb); nach: [Wic85]

Der Anteil der Blutgefäße beträgt etwa 4% des Hirnvolumens. Die lokale Perfusion schwankt zwischen 20-30 ml⋅100g-1min-1 in der weißen Substanz und 60-100 ml⋅100g-1min-1 in der grauen Hirnsubstanz. Nach dem 30. Lebensjahr nimmt die regionale Durchblutung beim Menschen ab.


[Seite 18↓]

1.2  Pathologie der Perfusion

Der Großteil der Untersuchungen wurde an Patienten mit Hirntumoren, insbesondere Gliomen, sowie an Patienten mit Gefäßverschlüssen bzw. –fehlbildungen durchgeführt. Dabei unterscheiden sich die Untersuchungsziele bei diesen beiden Patientengruppen ganz erheblich. Bei Tumorpatienten ist die mikrovaskuläre kapilläre Blutversorgung des neoplastischen Gewebes von Interesse, insbesondere auch deren Heterogenität. Der Blutfluss soll dabei quantifizierbar sein, um Rückschlüsse auf die Malignität des Tumors ziehen zu können und über die Quantifizierung des Blutflusses verschiedene Messungen im Therapieverlauf vergleichbar zu machen. Bei der Untersuchung von Gefäßerkrankungen steht die Darstellung des Gefäßlumens der großen Gefäße (Arterien) im Vordergrund, wobei eine möglichst hohe örtliche Auflösung erforderlich ist. Bei Stenosen ist sowohl der Grad des Gefäßverschlusses von Interesse aber auch die Frage, in welchem Maß durch die Kollateralisierung das Perfusionsdefizit kompensiert werden kann.

1.2.1 Gliome

Unter den primären Hirntumoren, die etwa 2/3 aller intrakraniellen Tumoren ausmachen, haben Gliome einen Anteil von 30-50% [Sch98]. Die Zahl der Neuerkrankungen liegt bei etwa 4-5 pro Jahr auf 100000 Einwohner. Gliome zählen zu den neuroepithelialen Tumoren, der größten Gruppe der hirneigenen Neoplasien. Sie gehören zu den genetisch am besten untersuchten soliden Tumoren. Über die Entstehung der Hirntumoren ist nur sehr wenig bekannt.

Die Einteilung der Gliome erfolgt nach den wahrscheinlichen Ursprungszellen der einzelnen Entitäten. Dementsprechend werden Tumoren astrozytären Ursprungs als Astrozytome, oligodendroglialen Ursprungs als Oligodendrogliome und ependymalen Ursprungs als Ependymome bezeichnet. Die Biopsie gilt als Goldstandard bei der Klassifikation von Tumoren. Die histopathologische Gradierung beruht auf einer Reihe mikroskopischer Merkmale wie:

Die Klassifikation gelingt meist zuverlässig, Probleme entstehen, wenn Tumorzellen weitgehend undifferenziert sind, wenn Tumoren atypische Differenzierungsmerkmale aufweisen oder Mischformen von Tumoren mit unterschiedlichen Zelltypen nachweisbar sind.


[Seite 19↓]

Gliome haben eine Tendenz zur Progression und zum Fortschreiten zu einem höheren Grad der Anaplasie des Gewebes während des Verlaufs der Krankheit. Aus diesem Grund ist eine Einstufung des Malignitätsgrades eines Glioms, das so genannte „Grading“, sinnvoll. Es existieren verschiedene Systeme zur Beurteilung des Malignitätsgrades eines Tumors [Ker49, Kle93a, Kle93, Rin50, Zue79]. Das WHO-System hat im deutschsprachigen Raum die weiteste Verbreitung erlangt. Nach der aktuellen Fassung der WHO-Klassifikation der Hirntumoren werden dabei allen intrakranial vorkommenden Neoplasien unabhängig von der Gewebszugehörigkeit Malignitätsgrade zugeordnet. Das WHO-System umfasst die Grade 1 bis 4, wobei die einzelnen Grade den Überlebenswahrscheinlichkeiten zugeordnet sind. Der WHO Grad I entspricht dabei einem hoch differenziertem Tumor mit langsamem Wachstum und günstiger Prognose. Grad IV Tumoren sind hochmaligne, wenig differenzierte Tumoren mit hohem Proliferationspotenzial und sehr ungünstiger Prognose. Die richtige Gradierung ist in der Beurteilung des Krankheitsverlaufs sowie bei der Therapieentscheidung von Bedeutung. Patienten mit Tumoren vom Grad I haben eine durchschnittliche Überlebenszeit von 8-10 Jahren, während Patienten mit Grad-IV-Glioblastomen im Durchschnitt nur 9 Monate überleben.

Ein charakteristisches Merkmal von Gliomen ist ihre intratumorale Heterogenität, das heißt das Vorliegen unterschiedlich differenzierter Areale innerhalb eines Tumors. Die Wahl der Biopsie­punkte kann daher bei ausgedehnten Tumoren schwierig sein. Um die höchstgradigen Regionen der Läsion zu bestimmen, werden üblicherweise Punkte mit starkem Anreicherungsverhalten nach Kontrastmittelgabe gewählt, in denen die Blut-Hirn-Schranke massiv gestört ist. Dies ist jedoch kein sicheres Kriterium, einige maligne Gliome zeigen zum Beispiel überhaupt keine Anreicherung [Cha88]. Studien deuten darauf hin, dass etwa 10-25% aller stereotaktischen Biopsien nicht die höchstgradigen Bereiche treffen, und so der Malignitätsgrad unterschätzt wird [Cof88, Fei91].

Die Perfusion als Ausdruck der Vaskularisation spielt bei der Einteilung und Klassifikation, bei der Malignisierung aber auch der Therapiekontrolle eine wesentliche Rolle. Der Neubildung von Blutgefäßen, der Angiogenese, wird eine Schlüsselfunktion bei der Entstehung und Malignisierung von Tumoren zugerechnet [Pla94, Fol90]. Weidner wies 1991 nach, dass die Wahrscheinlichkeit einer Metastasenbildung beim Mamma-Karzinom linear mit der Kapillardichte korreliert [Wei95]. Ähnliche Beobachtungen wurden auch bei Lungen- und Prostatakarzinomen sowie bei Hirn­tumoren gemacht [Wei93, Leo96].

Gliome zählen zu den am stärksten vaskularisierten Tumoren überhaupt. Die Beurteilung der Gefäß­dichte als auch der Gefäßqualität ist eine wichtige Komponente der meisten histologischen Grading-Systeme. Endothelzellproliferation ist ein Charakteristikum von malignen Gliomen und fehlt bei niedriggradigen Tumoren dieser Gruppe. Die maligneste Gliomform, das Glioblastom, ist ein hoch vaskularisierter Tumor, der als histologisches Merkmal typische mikrovaskuläre Proliferationen zeigt (Abb. 7).


[Seite 20↓]

Abbildung 7: Histologie eines Glioblastoms (Grad IV). Erkennbar sind kleine anaplastische Tumorzellen, vaskuläre Proliferation, sowie nekrotische Areale. aus: [Kle93a]

Obwohl manche Glioblastome "de novo" entstehen, gehen ein Großteil dieser Tumoren aus primär niedriggradigen Gliomen hervor. Schon früh wurde erkannt, dass Angiogenese und die Fähigkeit, Blutgefäße aus der Tumorumgebung zu rekrutieren, ein bedeutender Faktor für den Übergang von benignen zu malignen Gliomen ist [Sch35]. Auch das Tumorwachstum und die Invasion des Tumors in das benachbarte Gewebe sind abhängig von der Angiogenese. Ohne die Penetration von Blutgefäßen können die Tumoren nur bis zu einer Größe von 1-2 mm wachsen, die Energiezufuhr erfolgt dann durch Diffusion [Fol89]. Avaskuläre Tumoren wachsen in der Regel nicht invasiv [Abr95]. Burger et al. konnten in einer großen Studie an 1440 malignen Astrozytomen nachweisen, dass bei anaplastischen Astrozytomen für die mittlere Überlebenszeit ausschließlich die vaskuläre Proliferation signifikant ist [Bur85]. Daraus ergeben sich berechtigte Hoffnungen auf neue Ansätze zur Behandlung dieser Tumoren: antiangiogenetische Therapie von Gliomen ist neben der Gentherapie und der Immuntherapie ein dritter Stützpfeiler zukünftiger Therapiekonzepte [Fin95].

Ziel einer kurativen Therapie ist die vollständige Entfernung bzw. Zerstörung des neoplastischen Gewebes bei gleichzeitiger Schonung des umliegenden Hirns [Alb92]. Allgemein kann gesagt werden, dass niedriggradige Gliome meist ausschließlich operativ behandelt werden, bei unvollständiger Resektion kommen postoperativ Chemo- und Radiotherapie hinzu, die die progressionsfreie Zeit signifikant verlängern [She77]. Bei malignen Astrozytomen ist die Bestrahlung nach einer Operation die Regel, sie trägt allerdings nur palliativen Charakter. Sie kann die neurologische Symptomatik verringern und verlängert die mediane Überlebenszeit nach einem neurochirurgischen Eingriff um einige Monate [Wal78]. Bei inoperablen Tumoren bleibt die Radiotherapie die einzige Behandlungsform. Je nach Lage, Ausdehnung und Art des Tumors werden unterschiedliche Verfahren und Bestrahlungsdosen angewandt. Das strahlen­thera­peutische Zielvolumen, die erweiterte Tumorregion, schließt den Tumor und einen Sicherheitsabstand von 2 cm nach allen Seiten ein. Bei diffus infiltrierenden [Seite 21↓]oder metastasierenden Tumoren kann die Bestrahlung auch auf das gesamte Hirn oder den cerebrospinalen Liquorraum ausgedehnt werden. Die Bestrahlungsdosis richtet sich nach der individuellen Strahlensensibilität der Neoplasie, bei Gliomen werden meist 50-65 Gy appliziert. Bei kleinem Tumor- oder Rezidivvolumen, das mit bildgebenden Verfahren gut abgrenzbar ist, kommt die stereotaktische Bestrahlung zum Einsatz.

Da die Vaskularisation und Perfusion wichtige Parameter bei der Tumorcharakterisierung sind, wurden fast alle verfügbaren Messtechniken auch an Hirntumoren angewandt. Nuklear­medi­zi­nische Methoden wie die Positronemissionstomographie (PET) oder die Einzelphotonen-Emissionstomographie (SPECT) können mit entsprechenden frei diffusiblen Tracer-Substanzen wie zum Beispiel H2 15O zur Blutflussmessung verwendet werden. Die Verfahren sind jedoch aufwendig, zur Quantifizierung muss die Konzentration des Tracers direkt in der zuführenden Arterie gemessen werden. Die Ortsauflösung ist relativ gering, sie liegt im Bereich von 5 mm. Gebräuchlicher sind die kontrastmittelgestützte dynamische Perfusions-CT und –MRT, sowie die digitale Subtraktionsangiographie. Die Perfusionsbildgebung verfolgt dabei folgende Ziele:

  1. die Gradierung des Tumors zur Abschätzung der Prognose und Wahl der Therapieform, wobei eine erhöhte Vaskularisation mit einer erhöhten Tumormalignität korelliert [Bre72, Aar94],
  2. die Differenzierung unterschiedlich perfundierter Areale innerhalb eines heterogenen Tumors, und damit eine verbesserte Planung der Biopsiepunkte, und
  3. die Therapiekontrolle, insbesondere nach Einsatz antiangiogenetischer Medikamente wie etwa Thalidomid.


[Seite 22↓]

1.2.2  Zerebrale Gefäßerkrankungen

Die Liste der häufigsten Todesursachen führen weiterhin die Kreislauferkrankungen an. Von über 405000 Todesfällen im Jahr 1999 in Deutschland entfallen dabei fast 86000 auf Hirn­gefäß­er­kran­kungen (Quelle: Statistisches Bundesamt [Sta01]). Der Großteil davon wird durch Erkrankungen verursacht, die spontan zum Verschluss eines Gefäßes führen, zum Beispiel Atherosklerose, Dissektionen, Thrombosen oder Embolien. Seltener sind Gefäßmissbildungen wie arteriovenöse Malformationen.

Gefäßstenosen

Atherosklerose ist eine progressive entzündliche Erkrankung der Wand großer Arterien, die durch die Ansammlung von Lipiden, fibrösen Elementen, glatten Muskelzellen, Entzündungszellen und im fortgeschrittenen Stadium von Calcium gekennzeichnet ist. Durch die veränderte Blutströmung an der Gefäßverengung oder aber häufiger durch Ruptur der atherosklerotischen Plaques können sich Thromben bilden, die nachfolgend zu Gefäßverschlüssen führen. Ein direkter Gefäßverschluss durch die Plaques tritt eher selten auf.

Dissektionen sind krankhafte Aufspaltungen einer Arterienwand, die Folge einer atherosklerotischen Wandveränderung sein können, aber auch spontan oder in Folge eines Traumas auftreten. Nach einem Riss in der innersten Wandschicht einer Arterie erfolgt eine Einblutung zwischen die Gefäßwandschichten (sog. Wühlblutung). Dabei kann sich innerhalb der Gefäßwand ein mit Blut gefüllter Hohlraum bilden, der sich durch die Pulsation in Richtung des Blutstromes weiter ausdehnt, und letztlich das Gefäß verschließt [Bro].

Der Grad der Stenosierung ist das wesentliche Kriterium bei der Wahl der Therapieform schlaganfallgefährdeter Patienten. Ein wichtiges Ergebnis des „North American Symptomatic Carotid Endarterectomy Trial“ (NASCET) sowie der „Asymptomatic Carotid Atherosclerosis Study“ (ACAS) war die Feststellung, dass eine Endarterektomie sowohl für symptomatische als auch asymptomatische Patienten vorteilhaft ist, wenn der Stenosegrad 70% überschreitet [NAS91]. Der Goldstandard zur Bestimmung des Stenosierungsgrades ist die Röntgen-Angiographie. Als nichtinvasives (Screening-)Verfahren wird Doppler-Ultraschall eingesetzt, wobei die Flussgeschwindigkeit in den Gefäßen gemessen wird. Die maximale systolische Fluss­ge­schwin­dig­keit (Peak Systolic Velocity - PSV) in einer Carotis steigt zunächst proportional zum Grad der Stenosierung an und erreicht bei 90-prozentiger Stenose den Maximalwert [Spe79]. Zwischen 90% und Okklusion fällt die Flussgeschwindigkeit nahezu linear auf 0 cm/s ab. Die PSV hat dabei die größte Signifikanz unter allen Parametern, die mittels Ultraschall messbar sind [Hun93]. Eine komplett nichtinvasive Bestimmung des Stenosegrades ohne den Einsatz ionisierender Strahlung ist wünschenswert, kann aber mit den bisherigen Untersuchungstechniken nicht zuverlässig gewährleistet werden. Wird anstelle einer Angiographie eine kombinierte Ultraschall/MR-TOF-Angiographie vorgenommen, beträgt die [Seite 23↓]Rate der falsch indizierten Endarterektomien 25% [Tie00]. Stenosegrade unterhalb der Schwelle von 70% werden jedoch fast immer richtig detektiert. Die Studie gelangt zu dem Schluss, dass die Kombination aus Doppler-Ultraschall und MR Angiographie die Röntgen-Angiographie ersetzen kann, wenn die Rate der falsch indizierten Endarterektomien auf ein vertretbares Maß reduziert werden kann.

Wird die Blutzufuhr in einer hirnversorgenden Arterie vermindert oder fällt ganz aus, so sorgen eine Reihe von Anostomosen für eine Umverteilung des Blutflusses und die Aufrechterhaltung der Versorgung des gesamten Gehirns. Dieser Vorgang wird auch als Kollateralisierung bezeichnet. Der Prozess wird durch die Erweiterung des Strömungsquerschnitts der Arteriolen in den minderversorgten Hirnarealen unterstützt. Wie gut der Ausfall der Versorgung kompensiert werden kann, hängt unter anderem von der individuellen Gefäßmorphologie ab. Nicht selten sind einzelne Gefäße nicht angelegt, so dass dann die Folgen eines Gefäßverschlusses gravierender sind. Die Kollateralisierung des Blutflusses über den Circulus Willisi ist ausschlaggebend für das Infarktrisiko von Patienten mit Carotidenokklusion [Sch94, Mir95].

Stenosen verändern die Hämodynamik und führen zum Beispiel zu veränderten Ankunfts­zeiten des Blutes in distalen Segmenten der betroffenen Gefäße. Ultraschall-Untersuchungen mit Kontrast­mittel zeigen, dass die Anflutung der Blutgefäße bei Vorliegen einer einseitigen ACI-Stenose in der Regel rechts und links nicht synchron erfolgt, vielmehr weist die betroffene Seite meist eine Verzögerung der Blutankunftszeit auf [persönliche Mitteilung PD Dr. Valdueza, Dr. Schreiber]. Es besteht die Hoffnung, aus der Verzögerung der Ankunftszeit Rückschlüsse auf den Stenosegrad ziehen zu können.

Arteriovenöse Malformationen

Arteriovenöse Malformationen (AVM) sind Fehlbildungen des cerebralen Gefäßsystems, die meist erblich bedingt sind und in der Regel zunächst unbemerkt bleiben. Entsprechend ihrer Entstehung und Architektur werden piale, durale und gemischt piale-durale AVM unterschieden. Piale (=parenchymale) AVM bestehen aus einem Gefäßknäuel („Nidus“) aus abnormalen Arterien und Venen sowie dilatierten zu- und abführenden Gefäßen. Etwa die Hälfte dieser AVM wird durch Blutungen symptomatisch, bevorzugt zwischen dem 20. und 40. Lebensjahr, die Blutungswahrscheinlichkeit beträgt 2-3% pro Jahr. Bei einem Viertel der Patienten treten Krampfanfälle auf. Durale AVM sind seltener, es handelt sich hierbei um zum Beispiel aufgrund von Sinusthrombosen erworbene Fisteln zwischen kleinen duralen Arterien und den großen venösen Sinus. Sie werden häufig zwischen dem 40. und 60. Lebensjahr durch Kopfschmerzen, Sehstörungen oder Nervenlähmungen symptomatisch. Patienten mit AVM zeigen oft neuropsychologische Veränderungen, die sich nach einer Therapie signifikant verbessern [Mah91, Wen98]. Unbehandelte AVM bergen das Risiko einer spontanen Blutung, können aber im Vergleich zur neurochirurgischen Behandlung trotzdem eine bessere Prognose [Seite 24↓]haben. Die Risiken einer Operation können anhand einiger Kriterien beurteilt werden. Verbreitet ist die Klassifikation der AVM nach dem Spetzler-Martin System [Spe86], wobei die Größe, Lage und das venöse Abflussmuster betrachtet werden. Es konnte gezeigt werden, dass der Therapieerfolg mit diesen Faktoren korreliert [Mas97, Duo98].

Im Verlauf einer Therapie durch sukzessive Obliteration und/oder Operation bzw. Radiochirurgie sind oft mehrere Angiographien nötig. Zur Operationsplanung und Bestrahlungsplanung muss die genaue Anatomie und Lage der versorgenden Arterien ermittelt werden. Bei der Verlaufskontrolle ist die Überprüfung des erreichten Gefäßverschlusses von Bedeutung.

Bildgebung

Das Verfahren der Wahl zur Bildgebung der intrakraniellen Gefäße ist die kontrastmittelbasierte digitale Subtraktionsangiographie (DSA), die die Gefäße unter Röntgendurchleuchtung nach Injektion eines jodhaltigen Kontrastmittels darstellt. Dabei wird das Durchleuchtungsbild vor der Injektion des Kontrastmittels mittels eines digitalen Bildprozessors subtrahiert, so dass nur das Bild des Kontrastmittels und damit der Gefäße verbleibt. Die Ortsauflösung der DSA ist hervorragend, durch die Einführung des Katheters in kleinste arterielle Gefäßäste kann in einzelnen Regionen eine hohe Kontrastmittelkonzentration und damit eine hochauflösende Darstellung erzielt werden (superselektive Arteriographie). Die Aufnahme einer dynamischen Bildserie während der Kontrastmittelinjektion zeigt die Blutflussdynamik und die venöse Drainage.

Die hohe örtliche Auflösung und die Erfassung der Dynamik des An- und Abflutens des Kontrastmittels machen das Verfahren zum Goldstandard der Diagnostik. Zu den Nachteilen der DSA zählt, dass:

Die Angiographie mittels MRT oder CT ist weniger invasiv und liefert dreidimensionale Datensätze. Im Vergleich zur DSA ist allerdings die örtliche Auflösung geringer (0.5 bis 1mm). Ein weiterer Nachteil dieser Techniken ist bisher die weitgehend fehlende Information über die Dynamik des Blutflusses.


[Seite 25↓]

Als Alternativverfahren bieten sich Doppler- und Duplex-Ultraschall-Methoden an. Damit lassen sich zum Beispiel Plaques in den extrakraniellen Gefäßen gut darstellen und die Blutfluss­geschwin­digkeiten messen. Auch intrakranielle Flussmessungen sind möglich, so dass die Sonografie zuneh­mend als Routineverfahren zur funktionellen Gefäßdiagnostik eingesetzt wird.


[Seite 26↓]

1.3  Physik und Technik der Magnetresonanz

Im Jahr 1946 entdeckten Felix Bloch und Edward Purcell unabhängig voneinander das Phänomen der magnetischen Resonanz der Atomkerne [Blo46, Pur46]. Nachdem in den darauf folgenden Jahren zunächst die Ursachen und Effekte der Kernresonanz untersucht wurden, fand das Verfahren bald Verwendung bei der Strukturanalyse organischer Verbindungen mittels MR-Spektroskopie. Im Jahr 1973 veröffentlichte Paul Lauterbur den ersten Artikel, in dem die mag­netische Resonanz zur Bildgebung verwendet wurde [Lau73]. Die Aufnahme und Rekon­struktion der Bilddaten erfolgte nach dem gleichen Prinzip wie bei der Computertomographie, ein Verfahren, das in der MR inzwischen kaum noch gebräuchlich ist. Die MR-Bildgebung als nicht invasives Verfahren, das ohne den Einsatz ionisierender Strahlung auskommt und einen hervorragenden Weichteilkontrast in den Bildern erzeugt, hat die medizinische Bildgebung revolutioniert. War die MRT anfangs noch ausschließlich auf die Darstellung der Morphologie beschränkt, so wurden im letzten Jahrzehnt eine Reihe von funktionellen Bildgebungstechniken möglich. Leistungsfähige Tomographen erlauben heutzutage zum Beispiel die Messung der Perfusion [Ros89], Diffusion [Bih86] und Gehirnaktivierung [Bel91].

1.3.1 Kernspin und Magnetisierung

Atomkerne mit ungerader Anzahl an Nukleonen besitzen im Grundzustand einen von Null verschiedenen Eigendrehimpuls, auch Kernspin genannt. Lediglich die g-g-Kerne wie zum Beispiel 4He, 12C und 16O, die eine gerade Protonen- und Neutronenzahl aufweisen, haben keinen Kernspin. Sie machen 1/3 aller stabilen Kerne aus. Mit dem Spin ist ein magnetisches Dipolmoment verbunden, das proportional zum Kernspin ist:

(2.1)

Die Proportionalitätskonstante , das gyromagnetische Verhältnis, ist spezifisch für jeden Kern. Bei Protonen beträgt 2,675∙108 rad/T/s. Der Betrag des Kernspinvektors wird oft in Einheiten des Planckschen Wirkungsquantums angegeben, beim Proton ist (Spin ½ -Teilchen). Der Kernspin kann halbzahlig ( 23NA – 3/2) oder ganzzahlig (10B – 3) sein. Liegt ein äußeres Magnetfeld an, so tritt dieses in Wechselwirkung mit dem magnetischen Dipol­mo­ment des Kerns. Dabei kann der Kern verschiedene Energiezustände einnehmen, diese sind quantisiert. Aus der Quantenmechanik ergibt sich sowohl eine Quantisierung des Betrags von Kernspin und magnetischem Moment, als auch der Richtung. Ein Spin ½ - Kern wie das Proton kann in einem äußeren Magnetfeld nur zwei Orientierungen einnehmen, nämlich in Richtung von oder entgegen gerichtet (Abb. 8). Die Richtungs­quantisierung verhindert dabei die vollständige Richtungsgleichheit von und , zwischen [Seite 27↓]beiden besteht ein konstanter Öffnungswinkel. Die Richtungsungleichheit wiederum führt zu einer Präzessionsbewegung des Magnetischen Moments um , die Präzessionsfrequenz beträgt und wird als Larmorfrequenz bezeichnet (beim Proton ca. 42,56 MHz bei 1 Tesla).

Abbildung 8: Richtungsquantisierung des Protonen-Kernspins im äußeren Magnetfeld. Die zwei möglichen Zustände der Orientierung unterscheiden sich in ihrer potenziellen Energie.

Die zusätzliche potenzielle Energie eines Kerns im äußeren Feld ist proportional zur angelegten Feldstärke und beträgt . Zwischen paralleler und antiparalleler Ausrichtung des Kernspins eines Protons besteht eine Energiedifferenz von . Der energetisch niedrigere Zustand bei paralleler Ausrichtung wird bevorzugt eingenommen, er hat eine höhere Besetzungswahrscheinlichkeit. Die Besetzungswahrscheinlichkeit der Zustände hängt von ihrer Energie im Verhältnis zur thermischen Energie ab, und kann durch die Boltzmann-Statistik beschrieben werden. Bei einem 2-Niveausystem wie dem Proton ist das Verhältnis der Besetzungszahlen p bei der Temperatur T gerade:

(2.2)

Bei Raumtemperatur errechnet sich eine geringe Besetzungszahldifferenz von etwa 10-6. Trotzdem ist aufgrund der hohen Protonenzahl in biologischem Gewebe eine makroskopische Magnetisierung messbar, die sich als vektorielle Summe aller magnetischen Momente berechnet. Der Präzessionswinkel (α in Abb. 8) jedes einzelnen Kernmomentes ist im thermischen Gleichgewicht eine Zufallsgröße, die sich bei jeder Wechselwirkung zweier Kernspins ändern kann. Durch diese Inkohärenz der Phasenwinkel liegen die Richtungen aller magnetischen Momente auf einem Doppel-Kegel mit der Rotationsymmetrieachse in Richtung [Seite 28↓]von . Als Gesamtsumme aller Momente ergibt sich eine Magnetisierung , die vollständig parallel zu ist. Sie wird daher auch als Longitudinalmagnetisierung bezeichnet.

1.3.2 Anregung und freie Relaxation

Für den Fall keiner oder einer schwachen Wechselwirkung der Spins untereinander, lässt sich die quantenmechanische Bewegungsgleichung der einzelnen Spins auf die makroskopische Magnetisierung übertragen:

(2.3)

Die Gleichung (2.3) beschreibt eine Kreiselbewegung der Magnetisierung um die Richtung des äußeren Magnetfeldes . Sind und gleichgerichtet (zum Beispiel im ther­mischen Gleichgewicht), so ist die zeitliche Änderung Null. Weichen die Richtungen voneinander ab, so führt eine Präzessionsbewegung um mit der Larmorfrequenz aus. Diese Präzession der makroskopischen Magnetisierung ist messbar, da sie in einer senkrecht zum Magnetfeld angebrachten Antenne eine Spannung induziert. Die Spannung ist propor­tional zum Anteil von , der aus der Richtung von ausgelenkt wurde, die als Transversal­mag­ne­tisierung bezeichnet wird. Die Störung des thermischen Gleichgewichts, die zu einer Auslenkung der Magnetisierung aus der Magnetfeldrichtung führt, kann durch geeignete Hochfrequenzpulse erreicht werden, die im folgenden kurz beschrieben werden.

Wie aus Gleichung (2.3) ersichtlich, präzediert die makroskopische Magnetisierung immer um die Richtung des anliegenden Magnetfeldes. Wird zusätzlich zum konstanten Magnetfeld ein zeitlich veränderliches Magnetfeld eingestrahlt, so ist das am Kern anliegende Feld gerade die Summe der beiden Felder. Wenn die Richtung von senkrecht zu ist, und mit der Larmorfrequenz ω0 der Kerne moduliert ist (Resonanzbedingung), so lässt sich die makros­kopische Magnetisierung aus der Ruhelage auslenken. beschreibt dabei eine spiralförmige Bahn (Abb. 9).


[Seite 29↓]

Abbildung 9: Zeitentwicklung des makroskopischen Magnetisierungsvektors beim Einstrahlen eines magnetischen Wechselfeldes der Larmorfrequenz. Die messbare Trans­versal­magne­ti­sierung nimmt zunächst zu, und nach Überschreiten von Mz=0 wieder ab.

Die erreichte Auslenkung ist proportional zur Stärke und zur Einstrahldauer von , der erreichte Winkel zwischen und wird meist als „Flip-Winkel“ bezeichnet. Wird der Anregungspuls lange genug eingestrahlt, lässt sich die Magnetisierung sogar invertieren (Flip-Winkel 180° - Inversionspuls). Anregungswinkel von mehr als 180° werden im Allgemeinen nicht benutzt.

Zur Erzeugung des B1-Feldes wird eine Hochfrequenzspule benötigt, die gleichzeitig zum Empfang des Kernspinsignals verwendet werden kann (Sende- und Empfangsspule). Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, Sende- und Empfangsspule zu trennen oder mehrere Empfangsspulen zu benutzen.

Nach der Bewegungsgleichung (2.3) müsste die einmal ausgelenkte Magnetisierung unendlich lange um präzedieren und somit ständig ein Induktionssignal messbar sein. Experimentell ist dies jedoch nicht der Fall, vielmehr beobachtet man eine Rückkehr der Magnetisierung in den ursprünglichen Gleichgewichtszustand. Dabei zerfällt die Transversalmagnetisierung Mx, My (und damit das Messsignal) exponentiell, die longitudinale Magnetisierung geht auf den Ursprungswert des thermischen Gleichgewichts M0 zurück.


[Seite 30↓]

Um dieser „Relaxation“ Rechnung zu tragen, erweiterte Felix Bloch die Bewegungsgleichungen in der folgenden Form [Blo46]:

(2.4 a,b,c)

Diese so genannten „Bloch-Gleichungen“ beschreiben phänomenologisch den Zerfall der Transversalmagnetisierung mit der Relaxationszeit T2 sowie den Wiederaufbau der Longitudinalmagnetisierung mit der Relaxationszeit T1. Als freie Relaxation wird das Verhalten der Magnetisierung nach einer Anregung bezeichnet, wenn außer dem konstanten-Feld keine elektromagnetischen Felder auf die Probe einwirken. Neben der Energieabstrahlung in Form elektromagnetischer Wellen sind im Wesentlichen zwei Prozesse für die Relaxation verantwortlich: die Spin-Gitter- und die Spin-Spin-Relaxation.

Spin-Gitter-Relaxation

Eine Störung des thermischen Gleichgewichts mit dem Extremfall der Besetzungszahlinversion bei einem 180°-Puls wird durch die so genannte Spin-Gitter-Relaxation ausgeglichen. Durch die thermische Bewegung aller in der Probe vorhandenen elektrischen und magnetischen Momente wird ein breites Spektrum elektromagnetischer Wechselfelder erzeugt, die Übergänge zwischen den Spin-Niveaus induzieren können. Durch diese thermisch induzierten Übergänge geht das System in den Gleichgewichtszustand zurück, die frei werdende oder benötigte Energie wird mit der Gesamtheit der umgebenden Momente ausgetauscht – daher die Bezeichnung Spin-Gitter-Relaxation. Die Übergangswahrscheinlichkeit hängt von der (materialabhängigen) spektralen Dichte der Wechselfelder im Festkörper ab, sinkt aber generell mit steigender -Feldstärke. Somit geht die longitudinale Relaxation bei höherer Grundmagnetfeldstärke langsamer vonstatten. Aus Gleichung (2.4 c) ergibt sich die in Abbildung 10 veranschaulichte Entwicklung der Longitudinalmagnetisierung nach einer Anregung mit dem Flipwinkel α:

(2.5)


[Seite 31↓]

Abbildung 10: Spin-Gitter-Relaxation. Dargestellt ist die zeitliche Entwicklung der Longitudinalmagnetisierung für eine Probe mit T1=1000ms und drei verschiedene Anregungs­winkel. Nach einem Anregungspuls geht die Magnetisierung exponentiell in den Gleich­gewichtszustand zurück. Nach etwa t=4*T1 hat sich die Magnetisierung nahezu vollständig erholt, unabhängig vom Anregungswinkel.

Spin-Spin-Relaxation

Im Gegensatz zum thermischen Gleichgewicht sind nach einer Anregung alle Spins zunächst phasenkohärent, dass heißt die transversale Komponente der magnetischen Momente aller Kerne bildet z.B. mit der x-Achse den gleichen Winkel (Abb. 11). Nur durch diese Phasengleichheit addieren sich die Vektoren der einzelnen magnetischen Momente zu einem makroskopisch messbaren Signal.


[Seite 32↓]

Abbildung 11: Spin-Spin-Relaxation. Nach einem 90° Anregungspuls wird die gesamte Gleich­gewichtsmagnetisierung M0 in die Transversalebene geklappt und dephasiert mit T2=100 ms.

Durch Wechselwirkung der Spins untereinander geht die Phasengleichheit mit der Zeit verloren, das Spinpaket fächert sich auf und die makroskopische Magnetisierung nimmt ab. Die T2-Zeit ist umso kürzer, je stärker die Kopplung benachbarter Spins ist. Daher ist sie extrem kurz im Festkörper wie z.B. Knochen und lang in Flüssigkeiten. Da bei einem Energieniveau-Übergang wie bei der Spin-Gitter-Relaxation meist auch die Phasenbeziehung verloren geht, gilt allge­mein: Tabelle 2 zeigt einige Relaxationszeiten menschlichen Gewebes.

Tabelle 2: Protonen-Relaxationszeiten von menschlichem Gewebe bei 1,5 Tesla; aus: [Bot84, Wei97]

Gewebe

T1 [ms]

T2 [ms]

Graue Hirnsubstanz

920 ± 160

101 ± 13

Weiße Hirnsubstanz

790 ± 130

92 ± 22

Blut (abhängig vom Oxygenierungsgrad)

1100-1400

150-200

Liquor

>4000

>2000

Niere

650 ± 180

58 ± 24

Skelettmuskel

870 ± 160

47 ± 13

Leber

500 ± 110

43 ± 14

Fett

260 ± 70

84 ± 36


[Seite 33↓]

Zusätzlich zur Spin-Spin-Wechselwirkung gibt es eine zweite Ursache für das Dephasieren der Spins, die lokalen Magnetfeldinhomogenitäten. Da die lokale Larmorfrequenz durch die Stärke des -Feldes bestimmt wird, bewirken Inhomogenitäten von stetig steigende Phasen­dif­ferenzen, die Gesamtkohärenz nimmt ab. Um die beiden Zerfallskomponenten zu unter­scheiden, wird allgemein eine effektive transversale Relaxationszeit T2* definiert:

(2.6)

Die Unterscheidung zwischen T2 und T2* ist sinnvoll, da die lokalen Magnetfeldinhomogenitäten kompensierbar sind, die Spin-Spin-Dephasierung als Entropieeffekt jedoch nicht.

Rephasierung der Magnetisierung – Spin-Echo

Durch die lokale Feldinhomogenität ΔB0(x) haben die magnetischen Momente am Ort x zur Zeit t nach der Anregung einen Phasenwinkel, der sich um von der Phase der im Feld B0 befindlichen Spins unterscheidet. Wird nun ein 180° -Puls eingestrahlt, so kehren sich die Richtungen der Spins und damit die Vorzeichen sämtlicher Phasen um. Die aufgrund eines erhöhten lokalen B-Feldes vorauseilenden Spinpakete liegen nun in der Phase zurück, präzedieren aber weiterhin mit erhöhter Geschwindigkeit. Nach der Gesamtzeit 2t haben alle Spins wieder die gleiche Phasenlage, abgesehen von der nicht rephasierbaren Spin-Spin-Wechselwirkung. Die Phasengleichheit der Spins lässt sich makroskopisch als so genanntes „Echo“ messen, die Zeit 2t wird als „Echozeit“ TE bezeichnet (Abb. 12).

Abbildung 12: Formation des Spin-Echos. Parameter: T2=80 ms, T2*=8 ms, TE=75 ms


[Seite 34↓]

In den Anfangszeiten der Kernresonanzexperimente lieferten die verwendeten Spulen ein recht inhomogenes Magnetfeld, kurze T2*-Zeiten waren die Folge. Daher wurden hauptsächlich Spin-Echo-Sequenzen zur Bildgebung verwendet. Im Laufe der Zeit wurden Magnetspulen mit immer besserer Feldhomogenität entwickelt, heutzutage sind B0-Abweichungen von 5 ppm (parts per million) über eine Kugel von 40 cm Durchmesser gebräuchlich. Damit sind die Feldabweichungen im Wesentlichen abhängig von der lokalen Suszeptibilität des Gewebes. Das ermöglicht es, die De- und Refokussierung der Transversalmagnetisierung durch zusätzlich geschaltete Magnetfeldgradienten vorzunehmen und damit wesentlich schnellere Gradienten-Echos aufzunehmen.

1.3.3 Wirkung von Gradientenfeldern – Schichtselektion, Ortskodierung, Bildgebung

Die bisher beschriebenen Mechanismen von Anregung und Relaxation weisen bis auf lokale Feldinhomogenitäten keinerlei Ortsabhängigkeit auf, sind also zur Bildgebung ungeeignet. Im Folgenden sollen die Prinzipien der Bildgebung mittels magnetischer Resonanz dargestellt werden.

Die ursprüngliche MR-Spektroskopie analysiert das empfangene Kernresonanzsignal nach den darin enthaltenen Frequenzen. Da die Kerne je nach chemischer Bindung unterschiedliche Larmorfrequenzen aufweisen, lässt sich durch die Frequenzanalyse die Art, Bindung und Anteil der in der Probe enthaltenen Kerne messen. Die MR-Bildgebung hat eine andere Zielrichtung – es wird nur die in der Probe vorherrschende Kernart – bei biologischem Gewebe also die Protonen – angeregt und gemessen. Unterschiedliche Larmorfrequenzen werden gezielt induziert, indem zusätzlich zum B0-Feld ein ortsveränderliches magnetisches Zusatzfeld erzeugt wird, ein so genanntes Gradientenfeld. Gradientenfelder sind im Idealfall Magnetfelder in Richtung von , die linear von einer Koordinate des kartesischen Koordinatensystems abhängen:

. (2.7 a,b,c)

Aufgrund der Maxwell'schen Gleichungen sind Gradientenfelder mit verschwindenden x- und y-Komponenten zwar unmöglich, diese können jedoch sehr klein gehalten werden. Die Gradientenfelder werden in 3 separaten Magnetspulen erzeugt. Üblich sind Gradientenstärken von 20-40 Millitesla pro Meter, wobei die Maximalamplitude in etwa 500 Mikrosekunden erreicht werden kann. Die dafür nötigen Ströme von mehreren hundert Ampere erfahren im B0-Feld hohe Lorentzkräfte, die damit verbundenen mechanischen Schwingungen erzeugen große Lärmpegel. Aufgrund der röhrenförmigen Gradientenspulengeometrie ist die z-Gradientenspule [Seite 35↓]am effizientesten und liefert bei gleicher Stromstärke wahlweise ein Feld mit höherer Amplitude oder besserer Linearität.

Die Gradientenfelder erzeugen eine definierte örtliche Variation der Larmorfrequenz der Spins. Die Beeinflussung der Larmorfrequenz wird bei der MR-Bildgebung zweifach ausgenutzt:

Schichtselektion

Zur Anregung der Spins muss die Resonanzbedingung erfüllt sein, das anregende Magnetfeld muss also gerade mit der Larmorfrequenz der Kerne moduliert sein. Ist diese Bedingung nicht erfüllt, so ist der Energietransfer gestört und die Anregung findet nicht oder nur schwach statt. Durch Schalten eines Gradientenfeldes kann die lokale Resonanzfrequenz entlang der Richtung des Gradienten eingestellt werden, zum Beispiel beträgt sie dann beim z-Gradienten:

(2.8)

Wird ein Hochfrequenzpuls der Frequenz ω1 eingestrahlt, so erfüllen nur die Spins bei die Resonanzbedingung exakt. Jeder zeitlich begrenzte Hochfrequenzpuls enthält ein kontinuierliches Spektrum von Frequenzen um die Trägerfrequenz des Pulses herum. Nur ein unendlich langer Puls enthält eine einzige Frequenz. Zerlegt man einen Anregungspuls H in die Komponenten der Trägerfrequenz ω1 und der einhüllenden Pulsform f gemäß:

(2.9),

so gilt für kleine Anregungswinkel die Näherung, dass das angeregte Schichtprofil gerade dem Spektrum der in f(t) enthaltenen Frequenzen entspricht und sich durch eine Fouriertransformation von f(t) berechnen lässt (Abb. 13).


[Seite 36↓]

Abbildung 13: Sinc-Funktion (sin(t)/t) und zugehörige Fouriertransformierte, die dem angeregten Schichtprofil entspricht.

Umgekehrt lässt sich ein gewünschtes Schichtprofil durch inverse Fouriertransformation in einen HF-Puls zur Anregung überführen. Am häufigsten werden Anregungspulse verwendet, die als Einhüllende eine geglättete Sinc-Funktion aufweisen, da diese ein näherungsweise rechteckiges Schichtprofil erzeugen. Je mehr Schwingungen der Sinc-Funktion ausgeführt werden, desto mehr nähert sich das Schichtprofil der Rechteckform an, aber desto länger dauert auch der HF-Puls. Der während der Anregung geschaltete „Schichtselektions“-Gradient dephasiert die angeregten Spins der Schicht, die Dephasierung muss anschließend durch einen negativen Gradientenpuls korrigiert werden.

Ortskodierung

Nach der Anregung und Rephasierung stammt das detektierte Signal zwar aus einer einzelnen Schicht der Probe, enthält aber keine Information über die örtliche Verteilung der Magnetisierung innerhalb der Schicht. Legt man jedoch einen zeitlich konstanten Gradienten in einer Richtung senkrecht zum Schichtselektionsgradienten an, so wird die Frequenz des ausgesandten Signals ortsabhängig. Dieser Gradient wird auch als Frequenzkodiergradient oder Auslesegradient (Read-Gradient) bezeichnet. Das empfangene Signal kann durch Fouriertransformation frequenzanalysiert werden und ergibt die Projektion der Schicht in der Richtung senkrecht zum Auslese-Gradienten (Abb. 14).


[Seite 37↓]

Abbildung 14: gemessene Relaxationssignale und deren Fouriertransformierte eines Messobjekts ohne (links) und mit (rechts) anliegendem Auslese-Gradient.

Um auch in der einzig verbliebenen Dimension senkrecht zu Auslese- und Schicht­selek­tions­richtung eine Ortsabhängigkeit zu erreichen, wird meist die Phasenkodierung angewandt. Dabei wird nach der Schichtselektion, aber noch vor dem Einschalten des Auslese-Gradienten, ein kurzer Gradientenpuls in der verbliebenen Raumrichtung für eine endliche Zeit angelegt. Dieser Puls wird als Phasenkodiergradient bezeichnet und erzeugt eine Variation der ursprünglich konstanten Phasen innerhalb der Schicht (Abb. 15).


[Seite 38↓]

Abbildung 15: Wirkung des Phasenkodiergradienten auf die Spins innerhalb der Schicht

Die Phasenkodierung muss mehrfach und mit verschiedenen Gradientenstärken durchgeführt werden, um ein Bild der Magnetisierungsverteilung der Schicht rekonstruieren zu können. Sollen in Phasenkodierrichtung z.B. 256 y-Positionen unterschieden werden, so sind dafür auch 256 Messungen nötig. Wenn die Phasenkodierung mit stetig steigender Phasenkodieramplitude von +Gy,max bis -Gy,max erfolgt, wird dies als Fourierkodierung bezeichnet, da die Rekonstruktion des Bildes dann mittels zweidimensionaler Fouriertransformation erfolgen kann. Es gibt jedoch auch andere Kodierungsverfahren, bei denen Phasen- und Auslesegradienten gleichzeitig und zeitveränderlich geschaltet werden, zum Beispiel die Spiralbildgebung. Für die Rekonstruktion der so aufgenommenen Daten sind andere Algorithmen erforderlich, die ein Vielfaches der Rechenzeit einer Fouriertransformation benötigen.

Nach der Anregung kann auch eine Phasenkodierung in Schichtselektionsrichtung erfolgen – diese wird als 3D-Kodierung bezeichnet. Dadurch lassen sich innerhalb des angeregten Schichtblocks einzelne Schichten rekonstruieren, allerdings verlängert sich die Messzeit um den Faktor der Schichtanzahl. Die Rekonstruktion kann ebenso wie in der Phasenkodierrichtung durch eine Fouriertransformation erfolgen. Die Messzeit für n Schichten beim 3D-Verfahren ist identisch zur Messzeit bei sequenzieller Messung der n einzelnen Schichten. Beim 2D-Verfahren ist die minimale Schichtdicke jedoch begrenzt, da sehr dünne Schichten (<2 mm) nicht gut angeregt werden können. Das 3D-Verfahren erlaubt auch die Rekonstruktion von Schichtdicken unter 1 mm.


[Seite 39↓]

1.3.4 MR-Sequenzen: FLASH, EPI

Als Sequenz wird die Gesamtheit aller HF und Gradientenpulse sowie Datenaufnahmen bezeichnet, die nötig sind, um ein oder mehrere Bilder rekonstruieren zu können. Abbildung 16 zeigt das vereinfachte Schema einer FLASH-Sequenz zur MR-Bildaufnahme.

Abbildung 16: Schema der FLASH-Sequenz. Nach der Anregung und Phasenkodierung wird das Signal durch den Auslesegradienten zunächst schnell dephasiert und anschließend langsam rephasiert. Während der Rephasierung erfolgt die Aufzeichnung des Signals. Das Signal unterliegt während der gesamten Zeit dem T2*-Zerfall. Das Maximum des fourierkodierten Signals wird zur Echozeit TE gemessen.

Bei der FLASH-Sequenz werden die lokalen Magnetfeldinhomogenitäten nicht durch einen 180°-Spin-Echo-Puls ausgeglichen, die Erzeugung des Echos erfolgt durch die De- und Rephasierung mittels Gradientenpulsen (Gradienten-Echo-Sequenz). Die angeregte Magnetisierung unterliegt die ganze Zeit dem T2*-Zerfall. Durch den Wegfall des Spin-Echo-Pulses ist die Zeit zur Aufnahme einer einzelnen fourierkodierten Bildzeile sehr kurz, ein TR von 10 ms bei 4 ms Echozeit ist auch auf gewöhnlichen MR-Tomographen möglich. Daraus ergeben sich Bildaufnahmezeiten im Sekundenbereich.

Eine extreme Form der Gradienten-Echo-Bildgebung stellen die EPI-Sequenzen dar (Echo Planar Imaging – EPI) [Man77]. Dabei werden nach einer Anregung der Schicht mehrere – im Extremfall alle – Zeilen eines Bildes aufgenommen (Abb. 17).


[Seite 40↓]

Abbildung 17: EPI-Sequenz. Nach der Anregung werden mehrere Zeilen aufgenommen, die durch „Blip“-Pulse in Phasenrichtung fourierkodiert werden. Da es mehrere Gradienten-Echos gibt, wird als TE der EPI-Sequenz allgemein die Zeit bezeichnet, zu der das Integral des Phasenkodier- und Auslesegradienten 0 sind.

Die angeregte Transversalmagnetisierung wird durch bipolare Gradientenpulse in Ausleserichtung immer wieder refokussiert, zwischen den Pulsen findet die Phasenkodierung der Zeilen statt. Ein Nachteil der EPI-Sequenz ist, dass alle Zeilen des Bildes zu einer unterschiedlichen Zeit nach der Anregung aufgenommen wurden. Der T2*-Zerfall der Magnetisierung unterscheidet sich für alle Zeilen, wodurch EPI-spezifische Bildfehler (Verzerrungen, Artefakte) entstehen. Da der T2*-Zerfall sehr schnell vonstatten geht, muss auch die Bildaufnahme entsprechend schnell erfolgen. Aus diesem Grund stellen EPI-Sequenzen hohe Anforderungen an das Gradientensystem eines MR-Tomographen, die hohen Schaltgeschwindigkeiten führen zu einer erheblichen Lärmbelastung. Die EPI-Bildgebung ist sehr schnell, Tomographen mit leistungsfähigen Gradientensystemen (bis 40 mT/m in 200 Mikrosekunden) können bis zu 15 EPI-Bilder pro Sekunde messen.

Weiterhin existieren Mischformen der MR-Bildgebung, bei denen die Magnetisierung sowohl durch Gradienten- als auch Hochfrequenzpulse refokussiert wird, wie zum Beispiel Spin-Echo-EPI (Abbildung 18).


[Seite 41↓]

Abbildung 18: Spin-Echo-EPI-Sequenz. Nach der Anregung der Schicht wird nach einer Wartezeit TE/2 ein 180° Refokussierungspuls eingestrahlt, danach erfolgt die EPI-Bildgebung. Zum Zeitpunkt TE sind die Phasenfehler durch statische Magnetfeldinhomogenitäten refokussiert. Nur die Spin-Spin-Dephasierung hat stattgefunden (T2 -Zerfall), diese ist jedoch geringer als beim sonst auftretenden T 2 *-Zerfall. Während der Wartezeit können zusätzliche Präparationen der Magnetisierung vorgenommen werden, z.B. durch Schalten diffusionssensitiver Bipolargradienten.

Beim Spin-Echo-EPI existieren genau genommen zwei Echozeiten TE: die Echozeit des 180°-Pulses und die Zeit, zu der alle Gradienten refokussiert sind. Oft werden die Zeitparameter der Sequenz so gewählt, dass beide Echozeiten zusammenfallen.

Als Repetitionszeit TR einer Sequenz wird der zeitliche Abstand zwischen zwei Anregungen derselben Schicht bezeichnet. TR bestimmt die Zeitspanne, in der sich die Longitudinalmagnetisierung erholen kann, und damit, wie viel Magnetisierung für die nächste Anregung zur Verfügung steht. Ist die Repetitionszeit länger als das Vierfache der T1-Zeit eines Gewebes, so erholt sich die Magnetisierung nahezu vollständig (siehe auch Abb. 10). Da bei EPI-Sequenzen nach einer Anregung ein komplettes Bild aufgenommen wird, gibt TR in diesem Fall den Zeitabstand zweier Bilder der gleichen Schicht an.


[Seite 42↓]

1.3.5  Bildkontrast

Wird keine weitere Präparation der Magnetisierung vorgenommen, etwa durch vorherige Inversionspulse oder Diffusionsgradienten, so lässt sich eine Signalgleichung für den Bildkontrast angeben:

.(2.10)

Neben dem Flipwinkel α und der lokalen Spindichte ρ eines Voxels haben die lokalen Relaxationszeiten den entscheidenden Einfluss auf das Signal. Je nachdem, ob die Feldinhomogenitäten zur Echozeit durch einen 180°-Puls ausgeglichen wurden oder nicht, ist in Formel (2.10) T2 oder T2* einzusetzen.

Die Spindichte ist innerhalb des menschlichen Körpers vergleichsweise konstant – einzig in Knochen ist sie merklich geringer. Im Weichteilgewebe haben reine ρ-Bilder kaum Kontrast. Die große Stärke der MR-Bildgebung liegt in der starken Abhängigkeit des Signals eines Voxels von den lokalen Relaxationszeiten T1, T2 oder T2*, die von Gewebe zu Gewebe stark variieren. Durch Wahl der Zeitparameter der Sequenz kann der Bildkontrast verschieden gewichtet werden. Ein langes TR>>T1 und eine kurze Echozeit TE<<T2(*) generieren ρ-gewichtete Bilder, ein kurzes TR in Verbindung mit kurzer Echozeit erzeugt Bilder mit T1-Kontrast. Dabei sind die Voxel mit den geringsten T1-Zeiten am hellsten, da sich die Longitudinalmagnetisierung nach einer Anregung hier am schnellsten erholt. Flüssigkeiten mit großer T1-Zeit erscheinen dunkel. Eine lange Repetitionszeit bei langer Echozeit TE≈T2(*)erzeugt Bilder mit T2 (*)-Kontrast. Flüssigkeiten oder andere Gewebe mit langer T2-Zeit wie zum Beispiel Ödeme erscheinen dann hell.

1.3.6 Kontrastmittel

Oft sind allein die Unterschiede der Relaxationszeiten des Gewebes für die bildgebende Diagnostik nicht ausreichend. So lässt sich beispielsweise die Störung der Blut-Hirn-Schranke (BHS) mittels nativer MR-Bildgebung nicht darstellen. Aus diesem Grund wurden eine ganze Reihe verschiedener Kontrastmittel (KM) entwickelt, die sich hinsichtlich ihrer Wirkung auf den Bild­kon­trast als auch ihrer Verteilung innerhalb des Körpers unterscheiden.

Paramagnetische Elemente wie zum Beispiel die Übergangsmetalle Gadolinium (Gd) oder Dyspro­sium (Dy) besitzen magnetische Dipolmomente, die um zwei bis drei Größenordnungen höher als die der Protonen sind. Da diese Elemente toxisch sind, müssen sie durch Bindung an stabile organische Salzkomplexe wie Diethylenpentasäure (DTPA) für den Körper verträglich gemacht werden [Wei84].


[Seite 43↓]

Die starken Dipolmomente der paramagnetischen Kontrastmittel treten mit den Momenten der Protonen in Wechselwirkung und bewirken eine beschleunigte Relaxation. Die Änderung der Relaxationszeiten ist in erster Näherung linear proportional zur Kontrastmittelkonzentration cKM, und wird als Relaxivität R bezeichnet:

. (2.11)

T1 0 ist die ursprüngliche Relaxationszeit des Gewebes, die Relaxivität ist in erster Näherung für alle Gewebe gleich. Für T2 und T2* gelten analoge Gleichungen.

Das durchschnittliche Molekulargewicht von Gd-DTPA beträgt 550-600 Dalton. Diese Größe erlaubt den Übertritt des Kontrastmittels vom Gefäß ins Gewebe. Im Gehirn wird dies im Normalfall durch die Blut-Hirn-Schranke verhindert. Ist die BHS jedoch gestört, so tritt ein Teil des Kontrastmittels aus den Gefäßen in den Interzellulärraum über und reichert sich dort an (Extravasation). Es wird jedoch nicht von den Zellen selbst aufgenommen. Die Anreicherung stellt sich durch den T1 verkürzenden Effekt in T1-gewichteten Bilder stark hyperintens dar (Abb. 19).

Abbildung 19: Visualisierung der gestörten Blut-Hirn-Schranke bei einem Hirntumor (Pilozytisches Astrozytom) durch die Anreicherung von Gd-DTPA. Im nativen Bild links ist der Tumor wenig auffällig und zudem schlecht abgrenzbar. Nach Kontrastmittelgabe (rechts) sind der Tumor, aber auch die Blutgefäße kontrastiert.

Soll lediglich die Extravasation dargestellt werden, so ist eine intravenöse Injektion des Kontrastmittels per Hand ausreichend. Die normale Dosierung beträgt 0,1 mmol Gd-DTPA pro Kilogramm Körpergewicht. Bei einer Reihe von Untersuchungen, dazu gehören die MR-Perfusionsbildgebung und die kontrastmittelverstärkte Angiographie, muss das Kontrastmittel während der Bildgebung und mit einer definierten Injektionsrate verabreicht werden. In diesen [Seite 44↓]Fällen werden in der Regel automatische Injektionssysteme verwendet.

Eine andere Art Kontrastmittel sind die superparamagnetischen Eisenoxide (SPIO). Dabei werden Eisenoxidpartikel von ca. 4nm Durchmesser in eine dünne Hülle aus z.B. Dextran verpackt. Durch die höhere Molkülgröße verbleiben die Partikel länger im Gefäßsystem und werden daher auch Blood-Pool-Agents genannt. Damit eignen sich die SPIO ausschließlich zur Gefäßdarstellung oder zur Messung des lokalen Blutvolumens, nicht aber zur Darstellung der BHS-Integrität.


[Seite 45↓]

1.4  MR-Techniken zur Perfusionsmessung und Angiographie

Im vorigen Abschnitt wurde eine kurze Beschreibung des Phänomens der magnetischen Resonanz der Atomkerne und dessen Anwendung zur Bildgebung gegeben. Im Folgenden wird auf die MR-Verfahren zur Angiographie und zur Messung der mikrovaskulären Blutversorgung des Gewebes näher eingegangen. Gerade diese Bereiche haben in den letzten Jahren besonders von der Verbesserung der technischen Eigenschaften der MR-Tomographen profitiert, sei es durch die Erhöhung der Grundmagnetfeldstärke oder durch die Erhöhung der Gradienten­schalt­geschwindigkeit und –amplitude.

1.4.1 MR-Perfusionsmessung

Unter dem Begriff Perfusion wird im Folgenden die Versorgung des Gewebes mit Blut, also die mikrovaskuläre Zirkulation verstanden. Die Perfusion als funktioneller Parameter der Gewebsvitalität wird allgemein in der Einheit [ml Blut pro 100g Gewebe in der Minute] angegeben. Eine genaue Quantifizierung der Perfusion ist von diagnostischem Wert. So geht man beispielsweise davon aus, dass nach einem Schlaganfall Gewebe mit einer Perfusion unter 20ml/100g*min unwiderruflich geschädigt ist, während Gewebe mit Perfusionswerten von 20 – 30 ml/100g*min durch schnelle Intervention gerettet werden kann [Sym80]. Im Folgenden sind die Verfahren zur MR-Perfusionsmessung im Gehirn beschrieben, die in dieser Arbeit verwendet wurden.

1.4.1.1 First-Pass-Bolus Methode

Prinzip

Die First-Pass-Bolus-Methode ist minimal invasiv, da dabei Kontrastmittel benötigt wird, das venös so schnell und so konzentriert wie möglich injiziert wird. Üblich sind Boli von 0,2 mmol Gd pro Kilogramm Körpergewicht, die mit einer Rate von 5 ml/s verabreicht werden. Der erste Durchgang dieses Kontrastmittel-Bolus´ durch das Gewebe wird mit hoher zeitlicher Auflösung (1-2 Sekunden) aufgenommen – daher die Bezeichnung First-Pass-Bolus-Methode. Etwa 60 bis 80 Sekunden nach der Injektion hat sich das Kontrastmittel im Blut gleichmäßig verteilt. Ein Beispiel einer solchen Messung zeigt Abbildung 20.


[Seite 46↓]

Abbildung 20: First-Pass-Bolus-Messung mit einer T2*-gewichteten Gradienten-Echo-EPI-Sequenz. Auf der linken Seite sind 6 der insgesamt 60 Bilder der Messung einer Schicht gezeigt, rechts sind die gemessenen Signalkurven für die markierten Areale nahe der Arteria cerebri media (MCA) sowie in grauer und weißer Hirnsubstanz abgebildet.

Es gibt eine Reihe von MR-Sequenzen die in der Lage sind, Bilder im Sekundenabstand aufzunehmen. Prinzipiell sind all diese Sequenzen für die First-Pass-Bolus-Methode geeignet. Für die Perfusionsmessung im Gehirn werden jedoch hauptsächlich EPI-Sequenzen verwendet, da sie bei ausreichender Bildqualität die Messung mehrerer Schichten innerhalb einer Sekunde erlauben. EPI-Sequenzen haben recht lange Echozeiten von 25 bis 70 ms bei einem TR von 1-2 s, sie zeigen somit hauptsächlich den T2*-verkürzenden Suszeptibilitäts-Effekt des Kontrast­mittels. Daher wird diese Technik als „Dynamic susceptibility contrast“ (DSC) bezeichnet. Von besonderem Vorteil ist dabei, dass das Kontrastmittel nicht nur das Messsignal im Blut (4% des Hirnvolumens), sondern auch im umliegenden Gewebe vermindert. Man erhält dadurch Signaldifferenzen von zwanzig bis dreißig Prozent.

Der Signalabfall durch das Kontrastmittel ist abhängig von der durchschnittlichen Größe der Blutgefäße innerhalb eines Voxels und der verwendeten Sequenz (Abb. 21).


[Seite 47↓]

Abbildung 21: Simulation der Abhängigkeit des Signalabfalls von der Gefäßgröße für eine intravasale KM-Konzentration von 3,6 mM, typisch für die maximale Konzentration eines 0,1 mmol/kg Gd-Bolus, und einen Gefäßanteil von 2% für Gradienten-Echo(GE) -EPI und Spin-Echo (SE)-EPI. nach: [Box95]

Im Bereich kleiner Gefäßgrößen ist der Zusammenhang linear, für größere Gefäße fällt die Sensitivität der Spin-Echo-EPI-Messung ab, während die der Gradienten-Echo-Messung ein Plateau erreicht. Die Spin-Echo-Sequenz ist sensitiv für Kontrastmittel in kleinen Gefäßen, die Gradienten-Echo-Sequenz ist sensitiv für alle Gefäßgrößen. Die GE-Sequenz zeigt bei allen Gefäßgrößen einen größeren Signalabfall als die SE-Sequenz und benötigt daher geringere Kontrastmitteldosierungen.

Die jeweils bevorzugte Sequenz hängt von der Zielrichtung der Perfusionsmessung ab [Doh00, Sor00]. Die SE-Messung erzeugt Perfusionsbilder mit besserem Kontrast zwischen grauer und weißer Hirnsubstanz und fokussiert auf die Mikrovaskulatur, kann jedoch weniger Schichten pro Zeiteinheit aufnehmen und benötigt mehr Kontrastmittel.

Auswertung

Schon lange sind verschiedene Methoden zur Auswertung der Kinetik eines Tracers bekannt, zum Beispiel das Kety-Modell zur Analyse von Aktivitäts-Zeit-Verläufen bei nuklearmedizinischen Perfusionsstudien [Ket51]. Generell unterschiedlich ist die Auswertung in Abhängigkeit davon, ob der Tracer die Blutbahn verlassen kann oder nicht. Bleibt der Tracer in den Gefäßen, so lassen sich aus der Tracerkinetik der lokale Blutfluss (cerebral blood flow, CBF) und das lokale Blutvolumen (cerebral blood volume, CBV), das Verteilungsvolumen des Tracers, berechnen. Findet eine langsame Extravasation statt, so lässt sich als zusätzlicher Parameter aus der Extravasationsgeschwindigkeit das Produkt aus Blutgefäßoberfläche und Permeabilität bestimmen. Diese Modelle werden als 2-Kompartiment-Modelle bezeichnet, da [Seite 48↓]sie zwischen Gewebe und Vaskulärraum unterscheiden. Bei einer schnellen Extravasation (vollständiger Konzentrationsausgleich zwischen Tracer und Gewebe im Kapillarbett) ist die Unterscheidung von Gewebe- und Blut-Kompartiment ist nicht mehr möglich, das Verteilungs­volumen des Tracers ist das gesamte Gewebe (1-Kompartiment-Modell). Dann kann nur noch die Menge des zugelieferten Tracers und damit der lokale Blutfluss, nicht aber das Blutvolumen bestimmt werden. Im Gehirn verhindert im Normalfall die Blut-Hirn-Schranke eine Extravasation des Kontrast­mit­tels. Aus diesem Grund sind die 2-Kompartiment-Modelle zur Auswertung der Mess­kurven an­wend­bar. Im Folgenden sind die Grundannahmen des von uns verwendeten Modells dargestellt.

Am einfachsten ist das Verteilungsvolumen des Tracers zu bestimmen, für intravasale Tracer das vaskuläre Blutvolumen CBV. Für einen ideal rechteckigen Bolus kann man im Gewebe die in Abbildung 22 gezeigten Konzentrations-Zeit-Verläufe messen.

Abbildung 22: Konzentrations-Zeit-Verläufe im Gewebe bei rechteckigem Kontrastmittelbolus. Links: unterschiedliche CBF, gleiches CBV, rechts: gleiche CBF, unterschiedliches CBV. Der initiale Anstieg der Kurve ist nur abhängig vom Fluss, die Höhe des Plateaus nur von CBV, die Auswaschkurve vom Verhältnis CBF/CBV. nach: [Bux00]

Das Blutvolumen ist proportional zum Integral unter der Konzentrations-Zeit-Kurve und unabhängig von der genauen Form des Bolus, wenn dieser länger als die charakteristische Zeitkonstante CBF/CBV von etwa 4 Sekunden ist. Findet sich ein Referenz-Voxel, der zu 100% mit Blut gefüllt ist, lässt sich für alle Voxel das relative lokale Blutvolumen in Prozent berechnen.

Um den Blutfluss zu berechnen, könnte die Ein- oder Auswaschkurve des Kontrastmittels bei rechteckigem Eingangsbolus gemessen werden, deren Steigung gerade dem lokalen Blutfluss entspricht. In der Praxis kann eine solche Bolusform aber nicht erreicht werden. Deswegen muss aus den real gemessenen Kurven die Abhängigkeit von der genauen Form des Eingangsbolus herausgerechnet werden. Diese wird als arterielle Eingangsfunktion bezeichnet (Arterial Input Function – AIF).


[Seite 49↓]

Zunächst wird angenommen, dass die Kontrastmittelpartikel unterschiedliche Wege durch einen Voxel zurücklegen, die sich in den Durchlaufzeiten unterscheiden (Abb. 23).

Abbildung 23: Dispersion der Kontrastmittelpartikel in einem Voxel. Entlang der Hauptstrombahn (rot gestrichelt) durchqueren KM-Partikel das Kapillarbett am schnellsten.

Wird in der zuführenden Arterie ein Kontrastmittelbolus von sehr kurzer Länge und der normierten Fläche 1 gegeben (Delta-Puls), so führt die Dispersion zu einer Verzögerung und Verbreiterung des Bolus, so dass die in der Vene gemessene Kontrastmittelkonzentration der Funktion h(t) entspricht. Das Integral über h(t) muss wieder 1 ergeben, da kein Kontrastmittel im Gewebe verbleibt oder verloren geht. Somit gibt die Funktion den Anteil des Kontrastmittels an, der noch nicht in der Vene angekommen ist. R(t) wird daher als Residuums-Funktion bezeichnet, die für t=0 den Wert 1 hat und dann monoton stetig fällt. Auch jeder einzelne Voxel lässt sich durch eine Residuumsfunktion beschreiben, die den Anteil des Kontrastmittels beschreibt, der sich zur Zeit t nach dem Einfließen noch im Voxel befindet [Ost96]. Der in der Arterie eintreffende Bolus ist in der Praxis nicht Deltaförmig, sondern wird durch die arterielle Eingangsfunktion beschrieben. Die Menge an Kontrastmittel, die einen Voxel erreicht, ist proportional zum Fluss fVoxel und zur Konzentration CA in der zuführenden Arterie (der AIF): . Zu einem späteren Zeitpunkt t 2 ist davon gerade noch der Teil R(t 2 -t) übrig. Um die tatsächliche Kontrastmittelkonzentration in einem Voxel zu berechnen, muss das Integral der bisher hineintransportierten KM-Menge multipliziert mit der Residuumsfunktion der Zeitdifferenz gebildet werden:


[Seite 50↓]

. (2.12)

Gleichung (2.12) ist der zentrale Ausdruck zur Interpretation der Messdaten. Sie sagt aus, dass die gemessene Signal-Zeit-Kurve eines Voxels aus der ebenfalls messbaren AIF durch Faltung1 mit der Funktion hervorgeht. Diese Funktion lässt sich demnach durch Entfaltung ermitteln. Da die Residuumsfunktion R immer das Maximum 1 hat, ist das Maximum der so ermittelten Funktion der lokale Blutfluss des Voxels.

Die Entfaltung gehört zu den mathematisch „schlecht gestellten“ inversen Problemen. Das bedeutet, dass sie zwar theoretisch exakt lösbar ist, kleine Variationen in den Ausgangsdaten aber zu großen Variationen der Lösung führen können. Da jede physikalische Messung mit Rauschen verbunden ist, muss das Verfahren zur Entfaltung robust sein und für ein bestimmtes Rauschniveau reproduzierbar die gleiche entfaltete Kurve liefern. Zur Entfaltung können parametrische Ansätze benutzt werden, die Annahmen über die Form von R(t) machen (z.B. monoexponentieller Abfall). Nichtparametrische Ansätze wie die Fourierentfaltung oder die Singulärwertzerlegung haben sich in Simulationen und in der Praxis als robuster erwiesen [Ost96] und sind im Detail in [Pre92] erläutert.

Aus den berechneten Werten für das lokale Blutvolumen und den Blutfluss lässt sich ein dritter Parameter bestimmen. Das seit über einhundert Jahren bekannte Zentralvolumentheorem sagt aus, dass sich die mittlere Transitzeit (Mean Transit Time – MTT) eines Tracer-Partikels durch die Gefäße als Verhältnis aus Volumen und Fluss berechnen lässt [Ste1894]:

. (2.13)

Die Berechnung der MTT kann hilfreich bei der Beurteilung von Schlaganfällen sein. Die MTT ist für gesunde graue und weiße Hirnsubstanz nahezu identisch, während sie bei Infarktgewebe verlängert ist. Diese Unterscheidung ist auf den CBV- und CBF-Bildern schwieriger.

Anreicherung bei gestörter BHS

Bei einer Störung der Blut-Hirn-Schranke tritt Kontrastmittel in den Extrazellulärraum über und reichert sich dort während der Messung an. Bei der Messung trägt auch dieser Anteil des Kontrastmittels zur Änderung des gemessenen Signals bei. In einer T2*-gewichteten EPI-[Seite 51↓]Sequenz misst man einen Signalabfall durch die T2*-verkürzende Wirkung des Kontrastmittels und gleichzeitig einen Signalanstieg, den das Kontrastmittel im Gewebe durch die Verkürzung der T1-Zeit bewirkt (Abbildung 24). Die Extravasation muss bei der Berechnung des Blutvolumens berücksichtigt werden, um keine falschen CBV-Werte zu erhalten.

Abbildung 24: Auswirkung einer Störung der Blut-Hirn-Schranke. Links: Kontrastmittelkonzentrationen in Gewebe und Blut bei 3 verschiedenen Permeabilitäten (0, 2∙10-3 s-1, 4∙10-3 s-1). Rechts: resultierende Signal-Zeit-Verläufe für eine Gradienten-Echo-EPI-Sequenz mit TR 1s, TE 66 ms bei 4% CBV. Die Anreicherung bewirkt einen Signalanstieg, der als zusätzliche „negative“ Kontrastmittelkonzentration interpretiert wird.

In Abb. 24 wurden alle Kurven für das gleiche relative Blutvolumen von 4 Prozent berechnet. Im Fall einer Extravasation ergibt die Flächenintegration zu geringe Werte für das CBV, wobei der Fehler mit der Extravasationsgeschwindigkeit und der Länge der Messung ansteigt. Es gibt mehrere Möglichkeiten, diesen Fehler zu minimieren.

  1. Die numerische Integration der Kurvenfläche wird auf die Zeit des Bolus beschränkt (in der Abbildung bis etwa 30 s). Der Fehler wird kleiner, aber ebenso das Signal-Rausch-Verhältnis der CBV-Berechnung.
  2. Das TR wird auf 2 Sekunden erhöht, der T1-Effekt des Kontrastmittels kommt dadurch weniger zum Tragen. Die schlechtere Zeitauflösung vermindert allerdings das Signal-Rausch-Verhältnis.
  3. Vor der Messung wird bereits Kontrastmittel gegeben, das sich schon im Gewebe anreichern kann. Ebenso wie bei der Verlängerung des TR wird dadurch der T1-Effekt vermindert, die gute Zeitauflösung bleibt jedoch erhalten.
  4. Die Anreicherung wird mathematisch berücksichtigt, als zusätzlichen Messwert erhält man das Produkt aus Gefäßpermeabilität und –oberfläche. Dies setzt ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis der Messung voraus, die Kurvenanpassung in jedem Voxel erfordert viel Rechenzeit.


[Seite 52↓]

1.4.1.2  Nichtinvasive Perfusionsmessung mittels Spin-Labeling

Prinzip des Spin-Labelings

Das grundlegende Prinzip des Spin-Labelings ist es, statt einer beigemischten Substanz das Blut selbst als intrinsischen Tracer zu verwenden. Dazu wird das Blut außerhalb der zu messenden Schicht magnetisch markiert, indem die longitudinale Magnetisierung durch einen Inversions- oder Sättigungspuls präpariert wird [Det92]. Nach der Markierung folgt eine Wartezeit TI, in der das markierte Blut in die Bildschicht einfließen kann, anschließend findet die Messung statt. Während der Zeit TI zerfällt die Markierung mit der T1-Relaxationsrate des Blutes. Aus diesem Grund darf vor der Spin-Labeling Messung kein Kontrastmittel verabreicht worden sein, das die T1-Zeit des Blutes drastisch reduziert! Um das Hintergrundsignal des stationären Gewebes zu eliminieren, wird eine zweite Messung ohne vorherige Blutmarkierung durchgeführt, das Kontrollbild. Nach der Subtraktion beider Messungen bleibt nur das Signal des markierten Blutes, das in der Zeit TI die Ausleseschicht erreicht hat. Abbildung 25 verdeutlicht das Messprinzip des Spin-Labelings.

Abbildung 25: Prinzip des arteriellen Spin-Labelings; (1) stellt die Ausgangssituation dar, die dem Kontrollbild entspricht. (2) Zur Zeit 0 wird das Blut außerhalb der Schicht markiert. Der Zerfall der Markierung aufgrund der T1-Relaxation ist farblich dargestellt. (3) Nach der Markierung ist eine kurze Zeit TI vergangen, die Markierung hat die Arterien in der Ausleseschicht erreicht, aber noch nicht das Kapillarbett. (4) Zu einer späteren Zeit hat das Blut das Kapillarbett erreicht, die markierten Spins können sich mit denen des Gewebes mischen. Letztes Bild: Bei der Bildung der Differenz zum Kontrollbild fällt das Signal des grau gezeichneten statischen Gewebes heraus.


[Seite 53↓]

Die in Abbildung 25 dargestellte Form des Spin-Labelings ist das intuitivste Markierungs­schema, bei dem der Markierungsbereich durch einen schichtselektiven Puls präpariert wird und das Kontrollbild ohne Markierungspuls aufgenommen wird. Die Markierung kann einmalig („gepulst“), kontinuierlich oder kontinuierlich mit kurzen Unterbrechungen zur Bildaufnahme („quasi-kontinuierlich) erfolgen. Die kontinuierliche Methode verlangt eine separate HF-Spule zur Markierung, die von der normalen Sende- und Empfangsspule entkoppelt sein muss. Die gepulsten und quasikontinuierlichen Varianten benötigen dies nicht und sind deswegen auf den meisten MR-Tomographen implementierbar.

Magnetisierungstransfer

Das Markierungsschema in Abbildung 25 ist in der Praxis mit großen Fehlern aufgrund des Magnetisierungstransfers (MT) verbunden. Magnetisierungstransfer bewirkt eine Anregung von Protonen, auch wenn deren Resonanzbedingung nicht erfüllt ist [For63]. Protonen, die in Makro­molekülen gebunden sind, haben extrem kurze Relaxationszeiten und damit verbunden eine spektral breite Resonanzkurve. Dadurch können sie angeregt werden, auch wenn sie außerhalb der Markierungsschicht liegen. Wegen der kurzen T2-Zeit sind die so angeregten Protonen im MR-Bild selbst nicht sichtbar, die Magnetisierung kann jedoch auf andere Protonen mit langer T2-Zeit übertragen werden, die dann im Bild auftauchen, daher die Bezeichnung Magnetisierungstranfer. Da beim einfachen Markierungsschema aus Abbildung 24 das Kontrollbild ohne Markierungspuls aufgenommen wird, tritt im Gegensatz zum Bild mit Markierung kein Magnetisierungstransfer auf. Die MT-Spins fehlen dann und erscheinen im Differenzbild. Die Signaldifferenzen durch MT-Effekte können im selben Bereich wie das Perfusionssignal selbst liegen und es komplett überdecken. Daher sind Markierungschemata nötig, die im Kontrollbild die gleichen MT-Effekte erzeugen, so dass auch diese bei der Differenzbildung herausfallen. In Abbildung 26 sind zwei Spin-Labeling Verfahren mit MT-Kompensation dargestellt.


[Seite 54↓]

Abbildung 26: Markierungsverfahren ohne Fehler durch Magnetisierungstransfer (MT). Oben: STAR-MT-Verfahren mit schichtselektivem Markierungspuls. Das Kontrollbild wird mit einem Markier­ungs­puls aufgenommen, der spiegelbildlich zur Bildebene liegt. Von oben einströmendes Blut erscheint in den Differenzbildern mit umgekehrtem Vorzeichen. Unten: FAIR-Verfahren mit globaler und schicht­selektiver Markierung. Durch die symmetrische Anordnung der Pulse zur Bildschicht werden MT-Effekte perfekt kompensiert. Sämtliches Blut außerhalb des schichtselektiven Inversions­bereichs erscheint mit gleichem Vorzeichen im Differenzbild.

Sowohl das STAR-MT-Verfahren [Ede94a] als auch das FAIR-Verfahren [Kim95] erzeugen MT-kompensierte Differenzbilder. Das statische Gewebe in der Bildschicht wird bei der Aufnahme der Bilder mit und ohne Blutmarkierung jeweils gleich behandelt und fällt bei der Differenzbildung heraus. Beim FAIR-Verfahren wird die Ausleseschicht im Gegensatz zu START-MT bei beiden Aufnahmen invertiert. Das STAR-Verfahren hat den Vorteil, dass der Markierungsbereich beliebig gewählt werden kann. So ist zum Beispiel die einseitige Markierung nur einer Karotis möglich, um deren Versorgungsgebiet darzustellen. Nachteilig ist, dass der Markierungsbereich klein ist (5-10 cm), und dass von oben einfließendes meist venöses Blut mit negiertem Vorzeichen in den Differenzbildern auftaucht. Zwar könnte man anhand des Vorzeichens venöses von arteriellem Blut unterscheiden, in jedem Voxel sind die Anteile jedoch gemischt. Im Extremfall sind die Mengen gleich und löschen sich im Differenzbild [Seite 55↓]aus. Ein weiterer Nachteil ist, dass die MT-Kompensation nur für eine einzelne Schicht funktioniert – die Ebene der Spiegelsymmetrie des Markierungspulses. Das FAIR-Verfahren bewirkt durch die symmetrische Pulsanordnung eine MT-Kompensation im gesamten Bereich der schichtselektiven Inversion. Dadurch ist auch eine Mehrschicht-Messung möglich. Der Markierungsbereich umfasst das gesamte Volumen der Sendespule, und sämtliches Blut außerhalb der Bildschicht trägt mit gleichem Vorzeichen zum Differenzsignal bei.

Quantifizierung nach dem General Kinetic Model

Die wohl umfassendste Beschreibung des Spin-Labeling-Signals liefern Buxton et al. in ihrem „General Kinetic Model“, einer Anwendung des Kety-Modells für frei diffusible Tracer auf das Spin-Labeling [Bux98, Ket51]. Im Gegensatz zur DSC-Messung ist der beim Spin-Labeling verwendete Tracer Wasser frei diffusibel, beim Durchgang durch das Kapillarbett findet ein vollständiger Konzentrationsausgleich des markierten Wassers in Blut und Gewebe statt („Fast Exchange“). Somit kann prinzipiell nur der lokale Blutfluss bestimmt werden, der die Markierung in den Voxel transportiert. Thomas et al. haben zwar eine Technik vorgestellt, die die Unterscheidung von markierten Wasserspins im Intravasalraum und Gewebe anhand der T2-Zeit und damit eine Blutvolumenbestimmung ermöglichen sollte, diese ist jedoch bei vernünftigen Messzeiten aufgrund des zu geringen Signal-Rausch-Verhältnisses in der Praxis nicht anwendbar [Tho01]. Prinzipiell ist die in Abbildung 22 links gezeigte Messkurve auch für das Spin-Labeling gültig. Alle Voxel haben das gleiche Tracer-Verteilungsvolumen, der Anstieg der Messkurve ist proportional zum Blutfluss. Der einzige Unterschied ist der Zerfall des „Kontrastmittels“ – der magnetischen Markierung – beim Spin-Labeling.

Im Folgenden sind die wichtigsten Annahmen und Aussagen des „General kinetic model“ für das gepulste Spin-Labeling zusammengefasst. Wie bei jedem Modell müssen einige vereinfachende Annahmen gemacht werden. Die Annahmen des „General kinetic model“ sind:


[Seite 56↓]

Jeder Voxel kann dann durch drei Funktionen beschrieben werden, die die im Voxel befindliche Magnetisierungsdifferenz vollständig charakterisieren:

  1. Die Zulieferfunktion c(t) vermehrt die Magnetisierung im Voxel. c(t) ist Null für alle Zeitpunkte kleiner als der Transitzeit, ebenso für alle Zeitpunkte nach (Transitzeit + Boluslänge). Sonst ist c(t) proportional zum lokalen Blutfluss f. Für die Longi­tu­di­nal­­magnetisierung des arteriellen Blutes wird ein exponentieller Zerfall angenommen:

    M0,Blut ist die Magnetisierung eines vollständig mit Blut gefüllten Voxels im thermi­schen Gleichgewicht, der Faktor (-2) gilt für eine Markierung durch einen Inversions­puls mit 100% Invertierungseffizienz.
  2. Die Zerfallsfunktion m(t, Δt) beschreibt den Zerfall der Magnetisierung innerhalb des Voxels mit der Relaxationszeit T1,Voxel . Dieser Zerfall setzt erst nach der Transitzeit Δt ein:
  3. Die Verweilfunktion r(t) gibt den Anteil der zum Zeitpunkt t=0 gelieferten Magnetisierung an, die zur Zeit t noch nicht wieder aus dem Voxel heraustransportiert wurde. Die Menge der abgeflossenen Magnetisierung ist gerade (1-r(t)). Wenn innerhalb des Voxels eine vollständige Durchmischung stattfindet, lässt sich r(t) als exponentielle Funktion beschrei­ben, wobei das Protonenverhältnis λ von Blut zu Gewebe berücksichtigt werden muss:


[Seite 57↓]

Die folgende Abbildung verdeutlicht das Buxton-Modell.

Abbildung 27: General Kinetic Model. Die Magnetisierungsdifferenz im Voxel wird durch arteriellen Zufluss vermehrt, durch venösen Abfluss vermindert, und zerfällt dabei mit der lokalen Relaxationszeit. Der vollständige Konzentrationsausgleich bewirkt die Proportionalität der abtransportierten Magnetisierung zu Blutfluss und ΔM(Voxel).

Die im Voxel befindliche Magnetisierung ΔM berechnet sich als Faltung aus hereintransportierter Magnetisierung und dem Produkt aus Verweil- und Zerfallsfunktion:

(2.14)

Setzt man die analytischen Ausdrücke der Funktionen ein, erhält man:

(2.15)

,wobei der Faktor q(t) definiert ist als:

(2.16)
mit (2.17)

Der Grund für die Separation des zeitabhängigen Faktors q(t) liegt darin, dass dieser [Seite 58↓]dimensionslose Faktor sehr nahe bei 1 liegt, und in einigen Fällen vernachlässigt werden kann. Erst für lange Zeiten t nach der Inversion, und nur wenn sich die Relaxationszeiten von arteriellem Blut und Voxel unterscheiden, weicht q merklich von 1 ab.

Die folgende Abbildung zeigt den zeitlichen Verlauf der Funktionen für graue und weiße Hirnsubstanz.
Abbildung 28: Gepulstes ASL bei 1,5 Tesla. Parameter: Boluslänge 1200 ms, T1,Blut = 1200ms, GHS: f=100ml/100g*min, λ=0,9, Transitzeit 0,3 s, T1=900 ms, WHS: f=40ml/100g*min, λ=0,9, Transitzeit 0,6 s, T1=800 ms. Dargestellt ist das Differenzsignal, der Korrekturfaktor q sowie das Verhältnis der Differenzsignale von weißer und grauer Hirnsubstanz, das im Idealfall dem Verhältnis der Flüsse von 0,4 entspricht.

Das messbare Differenzsignal steigt nach der Transitzeit an und erreicht bei ausreichender Boluslänge etwa 1,5 Sekunden nach der Inversion ein Maximum. Das maximale Differenzsignal liegt für graue Hirnsubstanz bei nur 1% der Grundhelligkeit eines Voxels. Nach dem Überschreiten von t=(Transitzeit+Boluslänge) fällt die Kurve stärker ab, da nur noch unmarkiertes Blut den Voxel erreicht. Der Faktor q(t) liegt sowohl für graue als auch weiße Hirnsubstanz zwischen 0,8 und 0,85 im Bereich der maximalen Signalintensität. Das simulierte Verhältnis von 0,4 zwischen den CBF-Werten wird erst nach dem Zeitpunkt t=(Boluslänge+maximale Transitzeit) erreicht, also bei 1,8 Sekunden. Allerdings ist dann das ASL-Signal in der grauen Substanz auf 70% des Maximalwertes abgefallen.

Wenn TI kleiner als die Summe aus Boluslänge und maximaler Transitzeit in der Schicht ist [Seite 59↓](z.B. auch bei unbegrenzter Boluslänge), sind zur Quantifizierung zwei Messungen zu verschiedenen Zeitpunkten nötig. Diese Art der Quantifizierung wird im Folgenden daher als Zweipunktmethode bezeichnet. Wird die Messung zu einem Zeitpunkt TI>(Boluslänge+maximale Transitzeit) durchgeführt, so ist das Differenzbild selbst ein quantitatives Perfusionsbild und es genügt eine einzige Messung. Zur Quantifizierung muss nur noch der Faktor M0,Blut bestimmt werden.

1.4.2 MR-Angiographie

Ziel der Angiographie ist es, das menschliche Gefäßsystem darzustellen. Dazu müssen die blutführenden Gefäße gegenüber dem Gewebe kontrastiert werden. Wie schon in Abschnitt 2.2.2 erwähnt, ist die digitale Subtraktionsangiographie das Verfahren der Wahl zur Gefäßdarstellung. Oftmals werden mittlerweile die MR-Verfahren, die im Folgenden beschrieben werden, als Alternative angesehen. Sie sind weniger invasiv und einfacher durchzuführen.

1.4.2.1 Einstrom-Angiographie

Mit dem Begriff Einstrom-Angiographie (engl. Time of Flight – MR Angiography, TOF-MRA) wird die komplett nichtinvasive MR-Gefäßdarstellung bezeichnet, bei der das Signal des stationären Gewebes durch fortwährende kurz aufeinander folgende Anregungs- oder Sättigungspulse unterdrückt wird (kleines TR). Vor dem dunklen Hintergrund erscheinen dann die Gefäße hell, in denen frische, nicht abgesättigte Magnetisierung herantransportiert wird.

Aus der Signalgleichung (2.10) lässt sich ablesen, dass das gemessene Signal bei kurz aufeinander folgenden Anregungen gemäß abnimmt. So beträgt beispielsweise das Signal weißer Hirnsubstanz bei einem TR von 15 ms und einem Anregungswinkel von 15° nur rund ein Drittel des Werts bei unendlich langem TR. Entscheidend ist, dass die Repetitionszeit wesentlich kürzer als die Relaxationszeit T1 des Gewebes ist. Die T1-Zeit von Blut ist in der Regel länger als die des Gewebes, so dass es bei wiederholter Anregung im Vergleich ein kleineres Signal liefert. Die Formel für die Sättigung der longitudinalen Magnetisierung gilt jedoch nur für die stationären Spins der Schicht, die immer wieder angeregt werden. Von außen in die Bildschicht einfließendes Blut ist von den Anregungen unbeeinflusst und besitzt die volle Magnetisierung, erscheint also heller als das stationäre Gewebe. Sobald das Blut in die angeregte Schicht eingeflossen ist, beginnt die wiederholte Anregung auch die Blutspins sukzessive zu sättigen. Je nach TR ist nach etwa 20-40 Anregungen die Magnetisierung so weit abgefallen, dass das gemessene Signal sich nicht [Seite 60↓]mehr vom Hintergrund unterscheidet oder sogar geringer ist. Abbildung 29 veranschaulicht dieses Problem der TOF-MRA.

Abbildung 29: Sukzessive Sättigung der einfließenden Blutspins bei der TOF-MRA; Die angeregte Schicht ist dunkel dargestellt. Je nach Blutflussgeschwindigkeit (Pfeile) und Orientierung zur Schicht ist das Gefäß verschieden lange sichtbar, bis die Magnetisierung verbraucht ist. Das Gefäß „bricht“ dann innerhalb der Schicht ab. Der zu untersuchende Bereich sollte deswegen bei der TOF-MRA immer senkrecht zur Hauptflussrichtung orientiert werden, im Gehirn ist das sehr gut möglich. Eine Verfeinerung des Verfahrens ist die Verwendung spezieller Anregungspulse, bei denen der Anregungswinkel in Schichtrichtung variiert, so dass die einfließende Magnetisierung bei gleichem durch­schnitt­lichem Hintergrundkontrast länger messbar ist.

Das Problem der Sättigung der Blutspins lässt sich umgehen, wenn die MR-Angiographie kontrastmittelverstärkt durchgeführt wird (contrast enhanced MRA, CE-MRA). Eine Sequenz mit kurzem TR ist stark T1-gewichtet – Materialien mit kurzem T1 erscheinen hell. Durch Kontrast­mittel lässt sich die Relaxationszeit von Blut stark herabsetzen, so dass es im Bild hell erscheint. Die Bildgebung muss zum Zeitpunkt der maximalen Kontrastmittelkonzentration im Blut erfolgen und sehr schnell vonstatten gehen, da die Kontrastmittel nach kurzer Zeit die Gefäße verlassen oder ausgeschieden werden. Bei Blood-Pool-Agents besteht dieses Problem in geringerem Maße, es sind aber bisher nur wenige klinisch zugelassen.

Meist werden FLASH-Sequenzen mit kurzer (bei der CE-MRA sehr kurzer) Repetitionszeit benutzt. Sowohl 3D als auch Mehrschicht-2D-Sequenzen kommen zum Einsatz. Die 3D-Sequenzen erlauben eine gute örtliche Auflösung von unter 1 mm in jeder Raumrichtung. Die Rekonstruktion des 3D-Datensatzes erfolgt durch Projektion der maximalen Intensität in einer Raumrichtung auf eine Ebene (MIP-Rekonstruktion). Abbildung 30 zeigt Rekonstruktionen einer TOF-MR-Angiographie der intrakraniellen Gefäße.


[Seite 61↓]

Abbildung 30: Maximale Intensitätsprojektionen einer intrakraniellen TOF-MRA.

Zur Gruppe der Einstrom-Angiographien gehören auch die Spin-Labeling-Angiographien, die im zweiten Teil der Arbeit näher erläutert werden. Der einzige Unterschied besteht in der Magnetisierung des einfließenden Blutes, die invertiert und damit zeitabhängig ist, während bei der TOF-MRA zeitunabhängig relaxiertes Blut einfließt.

1.4.2.2 „Black-Blood“-Angiographie

Die Black-Blood-Angiographie, auch Outflow-Angiographie genannt, kommt völlig ohne Kontrastmittel aus. Dabei wird ausgenutzt, dass die Spins des fließenden Blutes in Bewegung sind. Bei der Outflow-Angiographie werden Spin-Echo Bilder mit langer Echozeit TE aufgenommen (siehe Abschnitt 2.3.2). Bei der Anregung einer Schicht sind sowohl die Blutspins als auch die des Gewebes betroffen, das Blut verlässt jedoch anschließend die Schicht. Der nachfolgende schichtselektive 180°-Puls refokussiert nur noch die Spins des Gewebes – das Blut erscheint im Bild dunkel. Entscheidend bei dieser Art der Angiographie ist, dass das Blut innerhalb der Zeit TE/2 die Bildschicht verlässt. Die Black-Blood-Angiographie kann eingesetzt werden, um hochgradige Stenosen darzustellen. Der stark turbulente Fluss hinter einer starken Gefäßverengung kann zur Auslöschung des Blutsignals in der TOF-MRA führen, so dass der Stenosegrad überschätzt wird. Die Outflow-Angiographie hat keine Probleme bei turbulentem Fluss, kann aber nicht als 3D-Technik angewandt werden und hat damit eine geringere und nicht isotrope räumliche Auflösung. Die Rekonstruktion der Messung erfolgt durch Minimal-Intensitäts-Projektion.


[Seite 62↓]

1.4.2.3  Phasenkontrast-Angiographie

Time-of-Flight und Black-Blood-MRA kontrastieren die Gefäße durch deren Helligkeit im Bild. Die zweite Gruppe an MRA-Techniken benutzt die Phase jedes Bildpunktes zur quantitativen Messung der Blutflussgeschwindigkeit in jedem Voxel. Bipolare Gradienten verändern die Phase sich bewegender Spins linear proportional zur Komponente der Flussgeschwindigkeit entlang der Gradientenrichtung. Durch Aufnahme von zwei Bildern mit unterschiedlichen Phasenpräparationen und Differenzbildung lässt sich die durchschnittliche Flussgeschwindigkeit innerhalb des Voxels entlang der Richtung des bipolaren Gradienten messen. Durch sechs Messungen (3 orthogonale Richtungen) lassen sich Richtung und Geschwindigkeit des Flusses innerhalb der Voxel messen. Neben der langen Messzeit hat die Methode prinzipiell Probleme mit Teilvolumeneffekten. So kann zum Beispiel nicht unterschieden werden, ob ein Voxel zu 100% aus Blut besteht, das sich mit der Geschwindigkeit v bewegt oder ob der Voxel zu 50% mit Blut gefüllt ist, das sich mit 2v bewegt. Dies macht die Geschwindigkeitsquantifizierung nur in Voxeln sinnvoll, die vollständig innerhalb großer Gefäße liegen. Durch Integration über alle Voxel eines Gefäßes kann die darin insgesamt transportierte Blutmenge gemessen werden, diese Messung ist unabhängig von Teilvolumeneffekten.


Fußnoten und Endnoten

1 Die Faltung „“ zweier Funktionen f(x) und g(x) ist definiert als .



© Die inhaltliche Zusammenstellung und Aufmachung dieser Publikation sowie die elektronische Verarbeitung sind urheberrechtlich geschützt. Jede Verwertung, die nicht ausdrücklich vom Urheberrechtsgesetz zugelassen ist, bedarf der vorherigen Zustimmung. Das gilt insbesondere für die Vervielfältigung, die Bearbeitung und Einspeicherung und Verarbeitung in elektronische Systeme.
DiML DTD Version 4.0Zertifizierter Dokumentenserver
der Humboldt-Universität zu Berlin
HTML-Version erstellt am:
04.05.2005