Aus dem Institut für Radiologie der Medizinischen Fakultät Charité
der Humboldt-Universität zu Berlin

DISSERTATION

Nichtinvasive Magnetresonanz-Perfusionsmessung des Gehirns mittels Magnetischer Blutbolusmarkierung
(Spin-Labeling)

Zur Erlangung des akademischen Grades Doctor rerum medicarum (Dr. rer. medic.)

vorgelegt der Medizinischen Fakultät Charité
der Humboldt-Universität zu Berlin

von
Carsten Warmuth

aus Berlin

Gutachter:
1. Prof. Dr. med. C. Zimmer
2. Prof. Dr. med. L. Schad
3. Prof. Dr. med. H. Traupe

eingereicht: im Juli 2002

Datum der Promotion: 19. Mai 2003

Zusammenfassung

Die magnetische Blutbolusmarkierung (Spin-Labeling) ermöglicht die nichtinvasive quantitative Messung des Blutflusses im Gewebe. Beim Spin-Labeling wird arterielles Blut durch Radiofrequenzpulse magnetisch markiert und der Transport der Markierung MR-tomographisch gemessen. Am Modell einer unter physio­logischen Bedingungen perfundierten extrakorporalen Schweine­niere konnte die Quantifi­zierbarkeit der Messmethode nachgewiesen werden. In einer Studie an 36 Hirntumorpatienten wurde das Verfahren mit der kontrastmittelbasierten First-Pass-Bolus-Methode zur nicht-quantitativen Perfusions­messung verglichen. Es zeigte sich eine sehr gute Übereinstimmung zwischen beiden Methoden, der lineare Korrelationskoeffizient des relativen Blutflusses in der Tumorregion lag bei R=0,83. Die mittels Spin-Labeling ermittelten Absolutwerte des Blutflusses spielen bei der Beurteilung des Tumorgrades eine unter­geordnete Rolle, da die mittlere Perfusion individuell sehr verschieden ist. Ein zweiter Anwendungsbereich für das Spin-Labeling ist die Darstellung großer Arterien. Spin-Labeling ermöglicht die nichtinvasive dynamische Angiographie (Dynamische Spin-Labeling-Angiographie – DSLA). Analog zur digitalen Subtraktionsangiographie kann damit der Einstromvorgang des Blutes in den Gefäßbaum zeitaufgelöst gemessen werden, jedoch mit wesentlich höherer zeitlicher Auflösung und frei wählbarer Projek­tionsrichtung. In einer Studie an 18 Patienten mit einseitigen Carotisstenosen wurden die Zeitdifferenzen der Anflutung der zerebralen Gefäße zwischen der betroffenen und der nicht stenosierten Seite bestimmt. Die im Carotis-Siphon gemessenen Zeitdifferenzen korrelieren signifikant mit dem Stenosegrad, steigen aber erst ab einer Lumen­einengung oberhalb von 80 Prozent deutlich an. Im Vergleich zu den etablierten Methoden werden die Möglichkeiten und Grenzen der DSLA dargestellt.

Abstract

Arterial spin labeling methods allow to determine quantitative tissue blood flow values non invasively. Arterial blood is labelled by an inversion pulse and the distribution of this intrinsic tracer is measured using magnetic resonance imaging. Experiments using an extra corporal in-vitro porcine kidney in a MR compatible set-up were carried out to determine the accuracy of blood flow values calculated from arterial spin labeling measurements. In a study of 36 brain tumor patients, spin labeling was compared to non-quantitative contrast-enhanced dynamic susceptibility-weighted perfusion imaging. Relative blood flow values determined with both methods were in good agreement, the linear regression coefficient in the tumor region was R=0.83. Due to the variable individual perfusion state, quantitative blood flow values determined using spin labeling play a minor role in the assessment of tumor grade. Application of spin labeling to angiography of major arteries was investigated. Dynamic spin labeling angiography (DSLA) sequences were implemented and tested on a clinical scanner. This technique allows time-resolved depiction of blood flow in large vessels with very high temporal resolution. As opposed to digital subtraction angiography, the method allows arbitrary projection directions. In a study, 18 patients with one-sided carotid stenoses were examined. In these patients the time differences of blood bolus arrival at both hemispheres were determined. Time differences measured in the carotid siphon show a significant correlation with the degree of stenosis. However, a clear increase is not seen until 80% narrowing of a carotid. Possibilities and limitations of the DSLA method are discussed in comparison to established techniques.

Eigene Schlagworte: arterielles Spin-Labeling, Perfusionmessung, Hirntumoren, dynamische MR-Angiographie, Carotisstenosen, intrazerebrale Kollateralisierung

Keywords: arterial spin labelling, perfusion measurement, brain tumors, dynamic MR-angiography, carotid artery stenosis, intracerebral collateralization

Inhaltsverzeichnis

• Vorwort
• 1  Einleitung
  • 1.1  Physiologie der Perfusion
    • 1.1.1  Das menschliche Gefäßsystem
    • 1.1.2  Perfusion des Gehirns
  • 1.2  Pathologie der Perfusion
    • 1.2.1 Gliome
    • 1.2.2  Zerebrale Gefäßerkrankungen
  • 1.3  Physik und Technik der Magnetresonanz
    • 1.3.1 Kernspin und Magnetisierung
    • 1.3.2 Anregung und freie Relaxation
    • 1.3.3 Wirkung von Gradientenfeldern – Schichtselektion, Ortskodierung, Bildgebung
    • 1.3.4 MR-Sequenzen: FLASH, EPI
    • 1.3.5  Bildkontrast
    • 1.3.6 Kontrastmittel
  • 1.4  MR-Techniken zur Perfusionsmessung und Angiographie
    • 1.4.1 MR-Perfusionsmessung
      • 1.4.1.1 First-Pass-Bolus Methode
      • 1.4.1.2  Nichtinvasive Perfusionsmessung mittels Spin-Labeling
    • 1.4.2 MR-Angiographie
      • 1.4.2.1 Einstrom-Angiographie
      • 1.4.2.2 „Black-Blood“-Angiographie
      • 1.4.2.3  Phasenkontrast-Angiographie
• 2  Fragestellung und Ziel der Arbeit
  • 2.1 Perfusionsmessung von Hirntumoren
  • 2.2  Dynamische Spin-Labeling Angiographie bei zerebralen Gefäß­erkrankungen
• 3  Methodik, Ergebnisse und Diskussion
  • 3.1  Vorversuche
    • 3.1.1 Inversions- und Schichtanregungspulse
    • 3.1.2 Signal-Rausch-Verhältnis
    • 3.1.3 Datenakquisition
    • 3.1.4 Optimierte Sequenz
    • 3.1.5  Quantifizierungsgenauigkeit im experimentellen Nierenmodell
  • 3.2  Mikrovaskuläre Perfusionsmessung bei Hirntumoren
    • 3.2.1 Material und Methoden
      • 3.2.1.1 Patienten
      • 3.2.1.2  Vorbereitung, Sequenzen und Parameter
      • 3.2.1.3  Untersuchungsprotokoll
      • 3.2.1.4 Datenanalyse
    • 3.2.2  Ergebnisse
      • 3.2.2.1 Darstellung von Hirntumoren in der Perfusionsbildgebung
      • 3.2.2.2  Quantitative Auswertung
      • 3.2.2.3 Statistik
      • 3.2.2.4  Korrelation der Messmethoden
    • 3.2.3  Diskussion
      • 3.2.3.1 Diskussion der Methodik
        • 3.2.3.1.1  Spin-Labeling
        • 3.2.3.1.2  First-Pass-Bolus Methode
        • 3.2.3.1.3  Vergleich der Methoden
      • 3.2.3.2 Diskussion der Perfusionsmessung bei Hirntumoren
  • 3.3  Dynamische Spin-Labeling-Angiographie bei zerebralen Gefäß­er­krank­ungen
    • 3.3.1 Prinzip der Dynamischen Spin-Labeling-Angiographie
    • 3.3.2  Technische Realisierung und Akquisitionsmethoden
      • 3.3.2.1 EPI-DSLA mit reduziertem Field-Of-View (RFOV)
      • 3.3.2.2 DSLA mit segmentierter Datenakquisition
      • 3.3.2.3  Dynamische 3D-Angiographie
    • 3.3.3 Material und Methoden
      • 3.3.3.1 Patienten
      • 3.3.3.2 Untersuchungsprotokoll
        • 3.3.3.2.1  Patienten mit Stenosen oder Dissektionen
        • 3.3.3.2.2 Patienten mit AVM
      • 3.3.3.3 Auswertung
    • 3.3.4 Ergebnisse
      • 3.3.4.1 Darstellung der Hämodynamik hinter Stenosen und Dissektionen
      • 3.3.4.2  Darstellung arteriovenöser Malformationen
    • 3.3.5  Diskussion
      • 3.3.5.1 Technische Aspekte der DSLA
      • 3.3.5.2  Studienergebnisse
        • 3.3.5.2.1 Darstellung des intrazerebralen Blutflusses und der Kollateralisierung
        • 3.3.5.2.2 Einseitige Carotis-Stenosen
        • 3.3.5.2.3 AVM-Darstellung
      • 3.3.5.3 Vergleich der Angiographiemethoden
• 4  Zusammenfassung und Ausblick
• Abkürzungsverzeichnis
• Literaturverzeichnis
• Danksagung
• Lebenslauf
• Eidesstattliche Erklärung

Tabellen

• Tabelle 1: typische Perfusionswerte eines Erwachsenen; aus: [Sch00]
• Tabelle 2: Protonen-Relaxationszeiten von menschlichem Gewebe bei 1,5 Tesla; aus: [Bot84, Wei97]
• Tabelle 3: Parameter der verwendeten HS-Pulse
• Tabelle 4: Subtraktionsfehler am Phantom für verschiedene Anregungspulse und Inversionsdicken bei einer und drei gemessenen Schichten. In der Tabelle sind die Verhältnisse des Differenzsignals zum Rauschen angegeben, das am perfusionslosen Phantom im Idealfall Null ist. Unterhalb von 1,5 wurde die Messung als subtraktionsfehlerfrei betrachtet.
• Tabelle 5: Messergebnisse der isolierten Schweineniere
• Tabelle 6: Berechnete Perfusionswerte und Transitzeiten. Neben dem zu erwartenden Fluss in der Nierenrinde (Spalte 2) sind die Ergebnisse der Blutflussquantifizierung bei berechneter und geschätzter Transitzeit Δt aufgeführt (Spalte 3 bzw. 5).
• Tabelle 7: Parameter der anatomischen MR-Sequenzen
• Tabelle 8: Parameter der Spin-Labeling Sequenz
• Tabelle 9: Parameter der Doppelecho-EPI Sequenz zur First-Pass-Bolus Messung
• Tabelle 10: Ergebnisse der quantitativen Auswertung der Spin-Labeling- und Gradienten-Echo-DSC Messungen.
• Tabelle 11: statistische signifikante Unterschiede der Perfusionsmesswerte
• Tabelle 12: Lineare Regressionskoeffizienten der Messmethoden für 15 Patienten, die signifikant größeren Koeffizienten sind farblich markiert.
• Tabelle 13: Vergleich von Spin-Labeling und DSC-Technik zur Perfusionsmessung
• Tabelle 14: Parameter der dynamischen Spin-Labeling-Angiographien
• Tabelle 15: Messergebnisse bei einseitigen Carotis-Stenosen

Bilder

• Abbildung 1: Schema des Blutkreislaufs bei Kiemenatmern (links) und Säugetieren (rechts); aus: [Wal87]
• Abbildung 2: Wandaufbau der Arterie; aus: [Sob85]
• Abbildung 3: Schema der terminalen Strombahn. Glatte Muskelfasern sind kreisförmig an der Gefäßwand dargestellt; aus: [Sch00]
• Abbildung 4: Blut-Hirn-Schranke, a) räumlich, b) Querschnitt; aus: [Dee92]
• Abbildung 5 : vereinfachtes Schema der arteriellen Versorgung des Gehirns; nach: [Net97]
• Abbildung 6: Angiographie der Karotis (rot) und Vertebralis (gelb); nach: [Wic85]
• Abbildung 7: Histologie eines Glioblastoms (Grad IV). Erkennbar sind kleine anaplastische Tumorzellen, vaskuläre Proliferation, sowie nekrotische Areale. aus: [Kle93a]
• Abbildung 8: Richtungsquantisierung des Protonen-Kernspins im äußeren Magnetfeld. Die zwei möglichen Zustände der Orientierung unterscheiden sich in ihrer potenziellen Energie.
• Abbildung 9: Zeitentwicklung des makroskopischen Magnetisierungsvektors beim Einstrahlen eines magnetischen Wechselfeldes der Larmorfrequenz. Die messbare Trans­versal­magne­ti­sierung nimmt zunächst zu, und nach Überschreiten von M_z=0 wieder ab.
• 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.
• Abbildung 11: Spin-Spin-Relaxation. Nach einem 90° Anregungspuls wird die gesamte Gleich­gewichtsmagnetisierung M₀ in die Transversalebene geklappt und dephasiert mit T₂=100 ms.
• Abbildung 12: Formation des Spin-Echos. Parameter: T₂=80 ms, T₂*=8 ms, TE=75 ms
• Abbildung 13: Sinc-Funktion (sin(t)/t) und zugehörige Fouriertransformierte, die dem angeregten Schichtprofil entspricht.
• Abbildung 14: gemessene Relaxationssignale und deren Fouriertransformierte eines Messobjekts ohne (links) und mit (rechts) anliegendem Auslese-Gradient.
• Abbildung 15: Wirkung des Phasenkodiergradienten auf die Spins innerhalb der Schicht
• 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.
• 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.
• 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 (T_{2 -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.}
• 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.
• 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.
• 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]
• 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]
• Abbildung 23: Dispersion der Kontrastmittelpartikel in einem Voxel. Entlang der Hauptstrombahn (rot gestrichelt) durchqueren KM-Partikel das Kapillarbett am schnellsten.
• 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.
• 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.
• 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.
• 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).
• Abbildung 28: Gepulstes ASL bei 1,5 Tesla. Parameter: Boluslänge 1200 ms, T_1,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.
• 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.
• Abbildung 30: Maximale Intensitätsprojektionen einer intrakraniellen TOF-MRA.
• Abbildung 31: Subtraktionsfehler bei der FAIR-Markierung. Die globale Inversion (grün) invertiert bei allgemein guter B₁-Feldhomogenität gleichmäßig das gesamte Volumen innerhalb der Sendespule. Ein breiter schichtselektiver Inversionspuls (rot) invertiert die gesamte Bildschicht, die Differenz zur globalen Inversion ist für statisches Gewebe Null. Ist der Inversionspuls zu schmal (blau), so wird nicht die gesamte angeregte Bildschicht invertiert. Statisches Gewebe in den blau gekennzeichneten Bereichen erscheint ebenso im Differenzbild wie eingeflossenes Blut, die so entstehenden Subtraktionsfehler können das Perfusionssignal überdecken. Der Abstand d zwischen Bildschicht und nicht invertiertem Gewebe muss vom markierten Blut zurückgelegt werden und bestimmt die Transitzeit.
• Abbildung 32: Hyperbolischer Sekanspuls; Parameter: Länge 10,24 ms, β=1170, μ=4, benötigte B1-Feldstärke 13,4 Mikrotesla
• Abbildung 33: Inversions-Pulsprofile für Sinc-, HS und FOCI-HS-Puls. Rechts die gemessenen Bilder des Phantoms bei TI=190 ms und einer Inversionsdicke von 130 mm. Sinc-Puls: Länge = 10,24 ms. HS-Puls: Länge 10,24 ms, β=800, μ=35, B₁ mind. 34 Mikrotesla. FOCI-HS-Puls: Länge 10,24 ms, β=1300, μ=42, FOCI-Faktor 2,7, B₁ mind.23 Mikrotesla. Die Bandbreite des FOCI-Pulses ist fast doppelt so groß wie des HS-Pulses, obwohl die minimal benötigte Sendeamplitude geringer ist. Die Flankensteilheit des Sinc-Pulses ist relativ schlecht. Der dadurch nötige Sicher­heits­abstand hat lange Transitzeiten zur Folge. Der FOCI-Puls übertrifft das schon sehr gute Pulsprofil des HS-Pulses.
• Abbildung 34: FOCI-HS-Puls, der für die Verschiebung d=0 mm berechnet wurde, bei d=0 mm (links), d= 25 mm (Mitte), d=50 mm (rechts).
• Abbildung 35: hyperbolischer Sekanspuls mit β=1200, μ=18. Oberhalb von 1200° nominellem Anregungswinkel ist die Inversion vollständig.
• Abbildung 36: Positionierung der Mehrschicht- und 3D-Messung. Grün: schichtselektiver Inversionsbereich der FAIR-Markierung (Dicke 120 m). Rot: 3D-Block (Dicke 100 mm, 16 Partitionen, effektive Schichtdicke 6,25 mm, 128x128 Matrix, TI 1200 ms). Weiß: 16 Einzelschichten (Dicke 6 mm, Distanz 0,25 mm, 90x128 Matrix (70%), Anregungs­reihenfolge Fuß->Kopf, TI = 1000ms bis 2185 ms).
• Abbildung 37: Ergebnisse der 3D- und Mehrschicht-Messung (Reihenfolge Fuss->Kopf); dargestellt sind 8 der 16 gemessenen Bilder
• Abbildung 38: Q2TIPS-Markierung; Sowohl nach der schichtselektiven als auch der globalen Inversion der FAIR-Markierung wird nach der Zeit τ der markierte Blutbolus durch wiederholte proximale Sättigungspulse „abgeschnitten“. In beiden Fällen fließt nach der Zeit τ gesättigtes Blut ein, das im Differenzbild herausfällt.
• Abbildung 39: Arterielle Gefäße der Niere. nach: [Net97]
• Abbildung 40: Aufbau des Experiments zur Perfusion einer isolierten Schweineniere im MRT.
• Abbildung 41: Positionierung der Schichten für die Spin-Labeling Perfusionsmessung. Die Schichten sind senkrecht zur Orientierung des zuführenden Gefäßes, der Arteria renalis, positioniert. Dadurch ist die minimale Transitzeit gewährleistet.
• Abbildung 42: Relaxationsmessung der Nierenrinde, die Kurvenanpassung ergab ein T₁ von 1210 ms
• Abbildung 43: Spin-Labeling Messung; links (v.l.o.n.r.u.): schichtselektive Inversion TI = 1460 ms, globale Inversion, perfusionsgewichtetes Differenzbild, M₀-Bild ohne Inversion bei 295 ml/min Gesamtfluss; rechts: Differenzbilder bei 105, 175, 260, 295 ml/min Gesamtfluss
• Abbildung 44: Regionen, in denen die durchschnittliche Differenz ΔM und Gleichgewichtsmagnetisierung M₀ gemessen wurde. (von links: Schicht 1,2,3)
• Abbildung 45: Dynamische Angiographie der Nierenarterien mittels Spin-Labeling. Es wurde der gleiche Markierungsbereich wie bei der Perfusionsmessung benutzt. Nach der Markierung erfolgt die Bildaufnahme mehrfach im Abstand von 40 ms. Dadurch wird das Einfließen des markierten Blutes in die Nierenarterien sichtbar. Im linken Teil der Abbildung sind eine Übersichtsaufnahme und darunter 4 Phasen der dynamischen Angiographie abgebildet. Rechts ist das Signal in der blau markierten Region der Arterie dargestellt, kurz bevor das Blut die Nierenrinde erreicht. Die Ankunftszeit beträgt hier etwa 0,25 s bei einem Gesamtfluss von ca. 255 ml/min.
• Abbildung 46: Ergebnisse der Flussquantifizierung nach Methode 1 und 2 zur Perfusionsbestimmung. Oben: Absolutwerte des Blutflusses in den drei ROIs der Nierenrinde, Unten: Verhältnis des absoluten Flusses zum erwarteten Wert. In Schicht 3 liefert die Auswertungsmethode 2 bei niedrigstem Fluss einen unrealistischen Wert von 1240 ml/100g*min. Der offensichtlich große Fehler rührt daher, dass die geschätzte Transitzeit von 1,47 s fast ebenso groß wie die Inversionszeit von 1,55 s ist.
• Abbildung 47: Nierenembolie. Links ein T1-gewichtetes sagittales Bild (MP-RAGE). Im sagittalen perfusionsgewichteten Bild in der Mitte zeigen sich ausgeprägte Perfusionsdefekte. Die Angiographie in koronarer Schichtführung zeigt den verminderten Fluss im oberen Arterien­segment.
• Abbildung 48: Doppelecho-EPI Sequenz. Nach einer Schichtanregung wird zunächst ein Gradienten-Echo-EPI-Bild aufgenommen. Anschließend wird die Magnetisierung durch einen schichtselektiven 180°-Puls refokussiert, es wird ein Spin-Echo erzeugt. Das danach aufgenom­mene Spin-Echo-EPI-Bild weist einen deutlich unterschiedlichen Kontrast auf.
• Abbildung 49: Schichtführung der anatomischen PD-,T₂, T₁-Bilder.
• Abbildung 50: Platzierung einer Region in der weißen Hirnsubstanz im M₀-Bild, aus der anschließend der M₀-Wert von Blut abgeschätzt wird.
• Abbildung 51: Oberfläche des Moduls zur Auswertung der dynamischen Kontrastmittel­messungen. Oberer Teil: Auswahl der arteriellen Eingangsfunktion (AIF). Kandidatenvoxel werden farblich markiert, die Auswahl der AIF-Voxel erfolgt manuell. Daneben: AIF und Dia­go­nal­elemente der Singulärwertzerlegung der AIF. Unterer Teil: Signalverlauf in einer Region weißer Hirnsubstanz (rote Kurve), das Ergebnis der Entfaltung (Residuums­funk­tion·Fluss) (grün) und die Oszillationsstärke in Abhängigkeit des Schwellwerts (blau).
• Abbildung 52: Regionen zur Auswertung der Perfusionsmessung. Von links oben: T₁-Bild nach KM-Gabe, Parameterbilder: Spin Labeling CBF, GE-DSC rCBF, SE-DSC rCBF. Im T₁-Bild nach Kontrastmittelgabe wurden die ROIs definiert. (1) Tumor, (2) kontralaterale Tumorregion, (3) gesunde Hirnhemisphäre, (4) weiße Hirnsubstanz, (5) graue Hirnsubstanz, (6) Region der subjektiv maximalen Perfusion innerhalb des Tumors.
• Abbildung 53: Gangliogliom (WHO Grad I). Von links oben: T2 und T1 nativ, T1 nach KM-Gabe, GE-rCBF, SE-rCBF, Spin-Labeling CBF
• Abbildung 54: Astrozytome (WHO Grad II). Von links oben: T2 und T1 nativ, T1 nach KM-Gabe, GE-rCBF, SE-rCBF, Spin-Labeling CBF
• Abbildung 55: anaplastisches Astrozytom (WHO Grad III). Von links oben: T2 und T1 nativ, T1 nach KM-Gabe, GE-rCBF, SE-rCBF, Spin-Labeling CBF
• Abbildung 56: Glioblastom (WHO Grad IV). Von links oben: T2 und T1 nativ, T1 nach KM-Gabe, GE-rCBF, SE-rCBF, Spin-Labeling CBF. Die dynamische Kontrastmittelmessung wies bei diesem Patienten EPI-typische Artefakte auf (N/2-Geister).
• Abbildung 57: Glioblastom. Von links: T₁ gewichtete Aufnahme nativ und nach KM-Gabe, farbkodiert: GE-DSC rCBF, Spin-Labeling CBF.
• Abbildung 58: Intrazerebrale Metastase eines Bronchialkarzinoms
• Abbildung 59: Vergleich der Perfusionsmessmethoden Spin-Labeling (SL) und First-Pass-Bolus (DSC). bei behandelten / unbehan­delten niedrig-/hochgradigen Gliomen (NGG/HGG) und Metastasen. Oben: Verhältnis Tumor zum Durchschnitt im Gehirn, unten: Verhältnis Tumor zu weißer Hirnsubstanz, hier ist die Streuung innerhalb der Gruppen größer.
• Abbildung 60: Vergleich von absolutem Tumorblutfluss und dem Verhältnis TBF/CBF in der Spin-Labeling-Messung. Es wurde eine Skalierung auf gleiche Maxima und Minima vorge­nommen, um die beiden Verteilungen vergleichbar zu machen. Nach der Verhältnisbildung sind die Gruppen besser getrennt. Dies hängt mit der starken individuellen Schwankung und der Abnahme der durchschnittlichen Hirnperfusion mit dem Alter der Patienten zusammen, wie Abbildung 61 verdeutlicht.
• Abbildung 61: Abhängigkeit des mittleren Blutflusses im Gehirn und in weißer Hirnsubstanz gemessen mittels Spin-Labeling vom Alter der Patienten. Lineare Regression des mittleren CBF: CBF=101 – 0,62∙Alter [ml/100g∙min], R=-0,46, p=0,0045
• Abbildung 62 Oben: Perfusionsbilder Spin-Labeling, Spin-Echo-DSC und Gradienten-Echo-DSC (Patient Nr. 11). Darunter die Histogramme der einzelnen Perfusionsbilder, die auf den gleichen Medianwert skaliert wurden, um sie vergleichbar zu machen.
• Abbildung 63: Streudiagramme aller Voxel aus Abbildung 62 oben (Patient 11) und zugehörige lineare Regressionsgeraden. Alle Korrelationen sind statistisch signifikant (p<0,001). Am besten korrelieren Spin-Echo- und Gradienten-Echo-DSC rCBF mit einem linearen Regressions­ko­ef­fi­zien­ten von R=0,88. Die Korrelation zwischen ASL und Spin-Echo-DSC (R=0,495) ist nicht signifikant besser als zwischen ASL und Gradienten-Echo-DSC (R=0,486).
• Abbildung 64: Die linearen Regressionskoeffizienten (ASL zu GE-DSC, ALS zu SE-DSC) aus Tabelle 12 wurden gegeneinander aufgetragen. Werden alle Voxel bei der Berechnung verwendet, zeigt sich eine bessere Übereinstimmung zum Gradienten-Echo-DSC, die Punkt­verteilung liegt unterhalb der Identitätskurve. Werden nur Voxel mit kleinem Fluss betrachtet, verschieben sich die Koeffizienten zugunsten der Spin-Echo-Messung. Insgesamt wird die Kor­re­lation besser, die Verteilung verschiebt sich zu höheren Werten der Regressions­koeffizienten.
• Abbildung 65: Korrelation von Spin-Labeling und GE-DSC für die Tumorregionen aller Patienten. Der markierte Ausreißer wurde bei der Regression nicht berücksichtigt. Der lineare Regressionskoeffizient beträgt R=0,83. Die Regres­sions­gerade y= 0,09 + 1,04·x weicht nicht statistisch signifikant von der Identität ab. Für hohe Tumorblutflüsse ermittelt ASL tendenziell höhere Verhältniszahlen als GE-DSC.
• Abbildung 66: Prinzip der dynamischen Spin-Labeling Angiographie mit STAR-Markierung. Zum Zeitpunkt t=0s wird das Blut im grün dargestellten Bereich durch einen Inversionspuls markiert. Das markierte Blut wird in den nicht invertierten Bereich transportiert, wo es aufgrund der präparierten Magnetisierung nachgewiesen werden kann. Der Zerfall der Markierung ist farblich dargestellt, nach etwa 3 Sekunden ist wieder die Ausgangssituation erreicht.
• Abbildung 67: Vergleich zwischen Einzelbildmessung und Inflow Turbo-Sampling. Um eine Zeitserie aufzunehmen, kann bei mehreren Messungen die Inversionszeit TI variiert werden (linker Teil der Abb.). Beim ITS hingegen wird nach einem Inversionspuls eine ganze Bildserie mit kleinem Anregungswinkel aufgenommen. Durch die wiederholte Anregung wird der Zerfall der Markierung beschleunigt (rechts oben), ein Anregungswinkel von 90° wie bei den Einzelbildern zerstört die gesamte Blutmarkierung. Das Signal jedes ITS-Bildes ist geringer als das des entsprechenden Einzelbildes (rechts unten), das SNR der gesamten Bildserie ist jedoch besser, da in der gleichen Messzeit mehrere Messungen gemittelt werden können.
• Abbildung 68: Dynamische Angiographie der Zerebralarterien auf Höhe des Circulus Willisi in transversaler Projektion. Die ersten sieben Bilder der Serie sind dargestellt, rechts unten die Mittelung aller Bilder. Messparameter: 128 Zeilen EPI-Bildauslese, TE 22 ms, Schichtdicke 40 mm, 50 Akq., Flipwinkel 25°, FOV 240 mm. Der Sinus sagittales erzeugt starke Flussartefakte.
• Abbildung 69: Messung bei reduziertem FOV. In Phasenkodierrichtung werden nur 64 statt 128 Zeilen aufgenommen. Dadurch wird die Echozeit und die Bildaufnahmezeit etwa halbiert. Die außerhalb des FOVs liegenden Objektbereiche führen zu Einfaltungen (oben rechts abgebildet). Durch regionale Sättigungspulse vor jeder Schichtanregung wird das Signal in den einfaltenden Objektbereichen unterdrückt (unten rechts).
• Abbildung 70: DSLA des gleichen Probanden wie in Abbildung 67, diesmal mit 64 Zeilen RFOV. Die effektive Echozeit sinkt von 22 auf 13 ms, die Zeitauflösung verbessert sich von 130 auf 90 ms. Durch das Absättigen des venösen Sinus verschwinden auch die Flussartefakte.
• Abbildung 71: Schema einer DSLA-Sequenz mit dreifacher Segmentierung. Nach jedem Inversionspuls werden drei Zeilen aller Bilder aufgenommen. Die dafür nötige Zeit bestimmt die zeitliche Auflösung der Messung. Anschließend werden die Bildzeilen aus verschiedenen Phasen zu einer Zeitserie kombiniert. Bei einer Matrixgröße von 256 sind 85 Messungen nötig. Die EPI-Messung entspricht dem Extremfall der 128-fachen Segmentierung.
• Abbildung 72: DSLA mit segmentierter Datenakquisition. Oben: Fourierraumtrajektorien FLASH und Spiralbildgebung. Mitte: FLASH-DSLA, Matrix 192x256, 3-fach segmentiert, 1 Akqusition. Unten: Spiral-DSLA, 16 Spiralarme, 2-fach segmentiert, 8 Akquisitionen. Beide Angiographien wurden mit 40 ms Zeitauflösung gemessen, 7 der jeweils 30 Bilder sind dargestellt. Die Messzeit betrug in beiden Fällen 6 Minuten. Bei der Spiralbildgebung zeigen sich Suszeptibilitätsartefakte in der Nähe luftgefüllter Hohlräume (Pfeil).
• Abbildung 73: Volumen-Rendering einer 3D-DSLA der Hirnarterien mit siebenfach segmentierter FLASH-Auslese. Die Projektionsrichtung der Rekonstruktion kann beliebig gewählt werden. Die Zeitauflösung betrug 80 ms pro Bild, dargestellt sind die ersten 9 Bilder bis zum Zeitpunkt 720 ms. Es wurden 32 Partitionen bei 50 mm Schichtdicke aufgenommen, daraus ergab sich eine Voxelgröße von 0,9x0,9x1,56mm³. Die Messzeit lag bei 40 Minuten. Da die FAIR-Markierung verwendet wurde, ist der sagittale Sinus sichtbar, der sich von oben füllt.
• Abbildung 74: Schichtpositionierung der DSLA-Messungen. Der dickere Block deckt den Circulus Willisi ab, der dünnere darunter liegt auf Höhe des Karotissiphons.
• Abbildung 75: Patient mit einer Dissektion am Kopf der Arteria basilaris (vollständiger Verschluss). Oben: DSA VAG rechts AP, ACC rechts AP, ACC links AP. Unten: 5 Phasen der DSLA und Mittelung aller Bilder. Der Basilariskopf ist durch den Restfluss in der DSLA als isolierter Punkt sichtbar (gelber Pfeil). Übereinstimmend ist in der DSA und der DSLA zu erkennen, dass das gesamte hintere Strombahngebiet ausschließlich von der linken Carotis über die linke Arteria communicans posterior versorgt wird (blauer Pfeil). Die rechte A. communicans posterior ist wahrscheinlich nicht angelegt. Die Ateriae cerebri anteriores werden hauptsächlich über die rechte Arteria communicans anterior versorgt (grüner Pfeil). In allen Bildern ist ein Artefakt sichtbar, der von der Phasenkorrektur der Bilder herrührt (roter Pfeil).
• Abbildung 76: Oben: DSA, ACC rechts LAT., ACI links AP, VAG links LAT. Darunter: DSLA. Deutlich ist Restfluss in der rechten ACI (gelber Pfeil) zu erkennen, im Vergleich zur linken Seite füllt sich das Gefäß jedoch verzögert. Die Blutversorgung der rechten Seite wird durch retrograden Fluss in einem Ast der A. cerebri media unterstützt (roter Pfeil). Über die A. communicans posterior rechts fließt Blut vom hinteren ins vordere Strombahngebiet (grüner Pfeil). Die DSA zeigt Crossflow von der linken zur rechten Seite, in der DSLA ist die rechte A. communicans anterior dagegen nicht zu sehen, obwohl sie in der Schicht lag.
• Abbildung 77: Oben: DSA, ACC rechts LAT, ACC rechts AP, VAG rechts LAT. Darunter DSLA. Zuerst füllt sich die A. vertebralis (grüner Pfeil), erst später die rechte Carotis interna (gelber Pfeil). DSA und DSLA zeigen, dass in beiden A. communicantes posteriores Blut vom hinteren ins vordere Strombahngebiet fließt (rote Pfeile). Die Flussrichtung in der A. communicans anterior ist in der DSLA nicht einschätzbar, die DSA zeigt Cross-Flow auf die linke Seite.
• Abbildung 78 (vorige Seite): DSLA-Vergleich vor und nach Endarterektomie. Vor der Operation ist ein deutlicher Unterschied zwischen der Anflutung der rechten und linken Seite zu erkennen. Zur quantitativen Auswertung der Ankunftszeiten wurde der Signalverlauf in 4 ROIs bestimmt (rot markiert): in den A. cerebri mediae, sowie im Karotissiphon. Zur exakten Zeitmessung im Siphon wurde die DSLA auf Höhe des Karotissiphons verwendet, die ROIs sind nur zur Übersicht im gleichen Bild eingezeichnet.
• Abbildung 79: Ankunftszeiten des Blutbolus vor und nach Endarterektomie. Oben: Seitenvergleich gemessen in der A. cerebri media an der Bifurkation, darunter gemessen im Karotissiphon. Auf der betroffenen Seite zeigt sich sowohl in der MCA als auch deutlicher noch im Siphon ein Unterschied der Ankunftszeiten, der Bolus ist verzögert. Nach der Operation füllen sich die Gefäße links und rechts wieder gleichzeitig.
• Abbildung 80: Spin-Labeling Perfusionsbild einer Patientin mit 90-prozentiger Stenose der linken ACI. Auf der linken Seite scheint dennoch der Blutfluss stark erhöht, besonders in den größeren Gefäßen des Kortex.
• Abbildung 81: Oben: DSA, zwei Phasen VAG links LAT, VAG links AP. Darunter: DSLA. Die zuführende Arterie (gelber Pfeil) kann sehr gut dargestellt werden, ebenso der Nidus selbst. Die drainierende Vene (roter Pfeil) ist in der DSLA weniger gut zu erkennen. Entweder befindet sie sich außerhalb der Schicht, oder die Anregungspulse haben die Markierung zerstört, bevor das Blut die Vene erreicht.
• Abbildung 82: Oben: DSA VAG rechts AP, VAG rechts LAT. Darunter: DSLA. Der Nidus (gelber Pfeil) wird aus der rechten A. cerebri posterior gefüllt. In der späten Phase der DSLA kontrastiert sich die drainierende Vene (roter Pfeil), während der Bolus aufgrund der endlichen Länge und der hohen Flussgeschwindigkeit die Arterien bereits wieder verlassen hat.
• Abbildung 83: Oben: DSA ACI links AP, ACI links LAT, VAG rechts LAT. In der Mitte: laterale DSA der linken Carotis externa daneben die transversale MIP der TOF-MRA. Unten: DSLA. Der Nidus wird hauptsächlich aus der linken A. carotis interna gefüllt, es sind 3 Feeder zu sehen (grün, blau, violett markiert). Weitere Zuflüsse kommen aus der linken A. posterior (gelb) und der Carotis externa (pink). In der DSLA ist der Nidus und die drainierende Vene (rot) in den späten Phasen gut abgrenzbar, die TOF-MRA zeigt diese schlechter.
• Abbildung 84: Mittelung aller DSLA-Bilder und Parameterbild der Bolusankunftszeit in jedem Voxel.
• Abbildung 85: Simulation von q(t) und messbarem Spin-Labeling Perfusionssignal für zwei Voxel mit einem lokalen Blutfluss von 150 bzw. 140 ml/100g*min, Transitzeiten von 0,4 und 0,8 Sekunden und einer identischen T1-Zeit von 700ms bei einer Boluslänge von 0,6 Sekunden. Die Korrekturfaktoren unterscheiden sich um ca. 25%, so dass trotz geringeren Blutflusses im Gewebe 2 ein höheres Spin-Labeling Perfusionssignal gemessen wird.