2 Ansätze der Magnetresonanz (MR)

2.1 Das Prinzip der MR

5

Durch das Einbringen eines definierten Hochfrequenzsignals in das statische Magnetfeld eines Tomographen können Atomkerne mit ungerader Leitungszahl selektiv angeregt werden. Aus ihrem Relaxationsverhalten nach Beendigung des Impulses und der dabei entstehenden lokalen Magnetfeldänderungen können durch aufwändige Messtechniken und mathematische Berechnungen Spektren oder Bilder berechnet werden, die der Dichte und der Art der im untersuchten Bereich vorhandenen Atome dieser Art entsprechen (Übersicht bei [9]).

6

In der Bildgebung werden grundsätzlich Resonanzfrequenzen für Protonen verwendet, die für die Feldstärke derzeit klinisch eingesetzter Geräte (1,5 Tesla) ca. 64 MHz betragen.

Die MR-Spektroskopie arbeitet vor allem mit der Untersuchung und Darstellung von 1H, 31P und 123Na.

Aufgrund der Abhängigkeit der magnetischen Relaxationseigenschaften der untersuchten Atome von ihrer molekularen Umgebung ergibt sich ein spezifisches Muster für jeweilige Gewebe. Darüber hinaus ist die MR-Bildgebung in der Lage, durch Verwendung spezieller Anregungsmuster in zeitlich definierten Messprotokollen („Sequenzen“) den Beitrag bestimmter Atomkerne zu dem Bild zu verstärken oder zu reduzieren. Beispiele dafür sind die Fettsättigung, die das Signal fettgebundener Protonen stark reduziert oder die deutliche Signalerhöhung im Bereich wassergebundener Protonen bei der so genannten T2-Wichtung. Durch diese Möglichkeiten erreicht die MR eine Gewebespezifität, die bei anderen Techniken wie der Nuklearmedizin nur durch Verwendung radioaktiver Substanzen (Tracer) erreicht werden kann.

2.2 Grundsätzliche Überlegungen zum Vergleich zu anderen Bild gebenden Verfahren

7

Andere Bild gebende Verfahren, die in der klinischen Routine genutzt werden, sind die Echokardiographie und die LV- bzw. RV-Angiographie.

Die transthorakale Echokardiographie als weit verbreitete, nichtinvasive und leicht einsetzbare Methode ist sicher als Verfahren der ersten Wahl zu betrachten, mit dem links- und rechtsventrikuläre Größe bzw. Morphologie in den meisten Fällen gut dargestellt werden können. Allerdings ist der Wert dieser Technik eingeschränkt aufgrund einer begrenzten Reproduzierbarkeit, einer hoher Untersucher-Abhängigkeit[10] und einer unzureichenden Genauigkeit quantitativer Daten zu LV-Größe und –Masse. Gerade diese Parameter sind jedoch bei der Untersuchung myokardialer Erkrankungen von besonderer Bedeutung. Bei ca. 20% der Patienten ist das so genannte „Schallfenster“ durch die Anatomie wie z.B. Überlagerungen durch Lungengewebe relevant eingeschränkt. Darüber hinaus kann die mangelnde Kontrollmöglichkeit durch angrenzende anatomische Strukturen zu einer Fehlangulierung der Schnittebene führen, die z.B. zu einer Überschätzung der Ejektionsfraktion führt[11]. Zu den neueren Ansätzen gehört die 3D-Echokardiographie, deren Ergebnisse mit der 3D-MRT vergleichbar sind[12]. Allerdings ist die Nachbearbeitung sehr aufwändig und gute Ausgangsdaten trotz allem unverzichtbar, weshalb diese Technik bisher keinen Eingang in die klinische Routine gefunden hat.

Aus physikalischer Sicht sind andere Verfahren nur eingeschränkt für eine nichtinvasive und spezifische Darstellung von Gewebeveränderungen verwendbar. Selbst wenn es Versuche gab, die Echokardiographie zur Texturanlalyse einzusetzen[13], liegen keine Berichte über einen klinischen Einsatz vor.

2.3 Techniken zur Darstellung von Funktionsstörungen und Gewebeveränderungen

2.3.1 MR-Spektroskopie (MRS)

8

In der MRS werden aus den induzierten Signalen des untersuchten Volumens über eine Fourier-Transformation Spektren erzeugt, die den relativen Gehalt des Gewebes an bestimmten Molekülen durch die semiquantitative Darstellung der in diesen Molekülen gebundenen angeregten Atomkernen entsprechen. Die Spektroskopie am Herzen ist seit langem in experimentellem Einsatz, wobei die meisten Erfahrungen mit der 31P-MRS[14] vorliegen. Durch dieses Verfahren kann beispielsweise der relative Gehalt des Myokards an energiereichen Phosphaten dargestellt werden. Diese Technik ermöglicht im Prinzip eine berührungsfreie Erfassung der molekularen Gewebe-Zusammensetzung, was eine Reihe denkbarer Einsatzgebiete in der Kardiologie in Betracht kommen lässt[15].

Leider ist die derzeitig verfügbare Technik noch sehr aufwändig und in ihrer zeitlichen und räumlichen Auflösung sehr limitiert. Daher ist ihr klinischer Einsatz derzeit auf Einzelfälle beschränkt.

2.3.2 Spinecho-Sequenzen

Spinecho-Techniken sind seit langem in der experimentellen und klinischen Anwendung am gesamten Körper etabliert.

9

Über eine Refokussierung der nach einem ersten Impuls relaxierenden Protonen kann das erhaltene Signal maximiert werden[9]. Durch das gute Signal-zu-Rausch-Verhältnis sind Spinecho-Sequenzen von besonderer Bedeutung in der Darstellung morphologischer Veränderungen.

Dabei ist die zeitliche Definition des Refokussierungspulses durch die so genannte Echozeit (TE) und die Zeit bis zur Wiederholung des Experiments (Repetitionszeit TR) von herausragender Bedeutung. Durch Verwendung unterschiedlicher Echo- bzw. Repetitionszeiten kann der Signalbeitrag bestimmter Protonen entsprechend ihrer molekularen Bindung und dem daraus resultierenden Relaxationsverhalten selektiv modifiziert werden.

Es entsteht eine bestimmte „Wichtung“ des Bildes, die je nach Betonung von Protonen mit unterschiedlichen Relaxationszeiten als T1- oder T2-Wichtung bezeichnet wird.

2.3.3 Gradientenecho-Sequenzen

10

Gradientenecho-Sequenzen basieren im Gegensatz zu Spinecho-Protokollen weit gehend auf einem einzigen Haupt-Anregungspuls, sie sind also mit kürzeren Repetitionszeiten (bis zu weniger als 20 ms) anwendbar und eignen sich daher vor allem für funktionelle Untersuchungen. Allerdings können Modifikationen der Sequenzen genutzt werden, um die Signaleigenschaften zu verändern. In der Kardiologie haben Gradientenecho-Sequenzen in letzter Zeit auch zur Gewebedarstellung eine enorme Bedeutung erlangt. In den vergangenen Jahren wurde durch die Einführung schneller Gradientensysteme und neuer Sequenzen eine Bildqualität ermöglicht, die eine zunehmende Anwendung dieser aufwändigen Technik durch die sehr hohe räumliche und zeitliche Auflösung rechtfertigt.

2.3.4 Techniken mit T1-Wichtung

Bei Verwendung kurzer Echozeiten und kurzer Repetitionszeiten entstehen Bilder, in denen Flüssigkeiten mit zunehmendem Wassergehalt immer weniger Signal liefern, während sich Fett signalreich darstellt.

In der Kardiologie werden T1-gewichtete Sequenzen insbesondere als Spinecho-Verfahren zur anatomischen Darstellung des Herzens verwendet, wobei das intraluminale Blut im gesamten Spulenbereich durch die Applikation eines unselektiven Sättigungspulses so präpariert wird, dass es kaum Signal erzeugt.

11

Diese Sequenzen eignen sich insbesondere für alle Erkrankungen, die durch morphologische Veränderungen gekennzeichnet sind, insbesondere gilt dies für die arrhythmogene rechtsventrikuläre Kardiomyopathie (ARVC), in deren Diagnostik neben der Untersuchung der funktionellen Veränderungen die Darstellung der Morphologie wichtig ist[16, 17]. Gradientenecho-Sequenzen mit einem vorgeschalteten Inversionspuls weisen eine sehr gute T1-Wichtung auf und werden in Kombination mit einer selektiven Inversion des myokardialen Signals für die Darstellung regionaler Kontrastmittelanreicherungen (wie bei Myokardinfarkt) eingesetzt[18] (s.2.3.8.).

2.3.5 Techniken mit T2-Wichtung

Sequenzen mit langer TE und langer TR betonen das Signal von wassergebundenen Protonen. Meist werden sie daher als Spinecho-Sequenz zur Erkennung von Flüssigkeits-Ansammlungen eingesetzt. Da die Anfälligkeit der T2-gewichteten Spinecho-Sequenzen für Bewegungs- und Flussartefakte die Bildqualität stark reduziert, war die Einführung der triple-inversion-recovery-Techniken entscheidend für die Verwendbarkeit T2-gewichteter Sequenzen[19] zur Darstellung ödematöser Gewebeveränderungen[20].

2.3.6 Techniken mit T2*-Wichtung

Die theoretische Relaxationszeit T2 wird in Geweben durch Interaktionen benachbarter Spins durch geringe Feldinhomogenitäten verkürzt. Die daraus resultierende, „wahre“ Relaxationszeit wird als T2* bezeichnet. Sequenzen, die Unterschiede in diesem Bereich erfassen, werden als „T2*-gewichtet“ bezeichnet. Besondere Bedeutung haben diese Techniken in der so genannten „funktionellen MRT“ des Gehirns erlangt, wo geringe Modulierungen der regionalen Perfusion durch Hirnaktivität anhand T2*-gewichteter Sequenzen dargestellt wird[21]. Dieser Ansatz macht sich dabei die paramagnetische Eigenschaft des deoxygenierten Hämoglobins zunutze. Daher hat sich der Begriff des „Blood-oxygen-level-dependent MRI“ entwickelt.

2.3.7 Techniken mit Mischwichtung am Beispiel der „steady-state-free-precession“-Sequenzen

12

Eine Reihe von Sequenzen weist weder eine T1- noch eine T2-Wichtung auf, sondern spiegelt lediglich die Dichte der im untersuchten Areal befindlichen Protonen wider (Protonenwichtung). Darüber hinaus können bestimmte Sequenzen sowohl eine T1- als auch eine T2-Abhängigkeit des Signals aufweisen. Ein Beispiel dafür sind die erst kürzlich entwickelten „steady-state-free-precession“(SSFP)-Sequenzen, die durch das Halten der Vorsättigung der Protonen auf einem gleich bleibenden Niveau ein starkes homogenes Signal aus dem Blut erreichen und daher eine kontrastreiche Abgrenzung des intraluminalen Raums vom Myokard ermöglichen. Dies macht sich auch in einer verbesserten diagnostischen Qualität der Bilder bemerkbar[22]. Von besonderer Bedeutung sind die Signaleigenschaften in der Darstellung akuter Myokardinfarkte, die sich in SSFP-cine-Sequenzen sowohl anhand der dazugehörigen Pumpfunktionsstörung als auch anhand eines vermehrten Signals aufgrund des Ödems identifizieren lassen. Für letzteres ist die intrinsische T2-Abhängigkeit der SSFP-Sequenzen verantwortlich.

2.3.8 Die Rolle von Kontrastmitteln

Durch die Gabe von MR-Kontrastmitteln werden die magnetischen Eigenschaften der Atomkerne in der Umgebung des Kontrastmittels verändert. Damit entsteht ein Signalgradient innerhalb des Gewebes, der in der verwendeten Konzentration gut mit dem lokalen Konzentrationsunterschied des Kontrastmittels korreliert.

Das derzeit klinisch am häufigsten verwendete Kontrastmittel ist das paramagnetisch wirkende Gadolinium, eine Element der seltenen Erden. Aufgrund seiner zytotoxischen Wirkung wird es generell in Komplexe eingebunden. Die Relaxation der den Gd-Komplex umgebenden Protonen wird beschleunigt, was bei T1-gewichtenen Bildern, die mit einer kurzen TE und einer kurzen TR erzeugt wurden, in einer lokalisierten Signalerhöhung resultiert[23].

13

Dazu werden Bindungskomplexe mit unterschiedlichen Verteilungsmerkmalen verwendet. Während Gadolinium, das an große Komplexe oder an Proteine gebunden ist und für die Angiographie eingesetzt wird, intravasal verbleibt, diffundiert der häufig eingesetzte Gadopentat-Dimeglumin-Komplex (Gd-DTPA) rasch in den interstitiellen Raum und wird von dort wieder ausgewaschen, wobei die Dauer dieses Vorgangs von der Zahl und der Integrität der Kapillaren sowie von der Größe des interstitiellen Volumens abhängt. Damit können Unterschiede der Perfusion ebenso erfasst werden wie eine Störung der kapillaren Integrität oder eine regionale Vermehrung des interstitiellen Raumes.


© 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:
08.09.2005