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1.  Physikalische Grundlagen der Magnetresonanztomographie

Grundsätzlich basiert die kardiale MRT auf den selben physikalischen Grundlagen wie andere MR-Techniken [2]. Für die Untersuchung wird ein Patient einem statischen Magnetfeld ausgesetzt, so dass sich die Protonenspins im Körper ausrichten. Diese Spins können durch einen Hochfrequenzimpuls angeregt werden, wodurch Signale mittels spezieller Empfangsspulen aufgenommen werden können. Die empfangenen Signale werden durch zahlreiche Faktoren, vor allem die zwei Relaxationszeiten (T1 und T2) und die Protonendichte, aber auch durch Fluss und Bewegung, Veränderungen der Suszeptibilität, molekulare Diffusion und den Magnetisierungstransfer beeinflusst [3]. Der zeitliche Verlauf zwischen dem Anregungsimpuls und den Gradientenschaltungen bestimmt den Bildkontrast.

Grundlegende Spincharakteristika

Der Protonenkern ist sensibel gegenüber einem äusseren Magnetfeld. Die Interaktion des Kerns mit dem Magnetfeld kann mit dem Wort „spin“ umschrieben werden. Dieser Spin oder das magnetische Moment präzediert mit einer spezifischen Frequenz, der Larmor-Frequenz. Um so grösser das anliegende statische Magnetfeld, um so grösser ist auch die Präzessionsfrequenz. Da im Gewebe immer eine grosse Anzahl von Protonen vorhanden ist, richten sich diese entlang des statischen Magnetfeldes B0 aus. Ein Hochfrequenz- (HF) Impuls mit derselben Frequenz wie die Larmorfrequenz kann diese Ausrichtung zerstören. Für die MR-Bildgebung ist es wichtig zu wissen, dass nach dem Einstrahlen eines HF-Pulses der Nettomagnetisierungsvektor nicht mehr entlang des statischen Magnetfeldes B0 ausgerichtet ist. Der Nettomagnetisierungsvektor in einem Gewebe oder menschlichen Körper nach Einstrahlen eines Hochfrequenzimpulses kann als die Summe aller Magnetisierungsvektoren im Messvolumen angesehen werden, die noch entlang des statischen Magnetfeldes B0 (Longitudinale Magnetisierung) ausgerichtet und denen, die senkrecht zum statischen Magnetfeld B0 (transversale Magnetisierung) ausgerichtet sind. Der Winkel zwischen dem statischen Magnetfeld B0 und den abgelenkten Spins wird als „Flipwinkel“ bezeichnet.


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Der Flipwinkel ist klein bei Verwendung von kurzen Niedrigenergieimpulsen, wie sie bei Gradientenecho-Sequenzen (GE) Verwendung finden. Bei den traditionellen Spinecho (SE) Sequenzen wird ein Flipwinkel von 90° verwendet (Abb. 1.1).

Abb. 1.1: Effekte eines resonanten HF-Pulses auf ein Spinsystem

Weiterhin werden 180° Pulse verwendet, wobei die Nettomagnetisierung des statischen Magnetfeldes B0 invertiert wird, weshalb dieser HF-Puls auch als „inversion recovery“ (IR) Puls bezeichnet wird. Verwendet man diesen Puls bei bereits in transversaler Magnetisierung befindlichen Spins, bezeichnet man ihn als Refokussierungspuls. Nach ihrer Anregung durch eine HF-Puls kehren die Spins nach und nach in ihrer Ausgangsposition zurück, da dies den energetisch günstigeren Zustand darstellt. Während der longitudinale Magnetisierungsvektor zunimmt, nimmt die transversale Komponente zunehmend ab (Abb. 1.2). Der erste Prozess wird auch als T1 -Relaxationszeit bezeichnet. Bei einem Gewebe mit einer langen T1 - Zeit kehren die Spins erst sehr langsam nach Anregung in ihre Ausgangsposition zurück und umgekehrt. Die Abnahme der transversalen Magnetisierung nach der Anregung durch einen HF-Puls wird als T2-Relaxationszeit bezeichnet. Der T1-, T2 - Relaxationsprozess bestimmt massgeblich den Bildkontrast.


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Abb. 1.2: Die T1 - und T2 - Relaxationszeiten. Die T1 - Relaxationszeit beschreibt die Relaxation der Longitudinalmagnetisierung nach einem HF-Puls. T2 beschreibt die transversale Komponente

Protonen-, T1 - und T2 - gewichtete Aufnahmen

Die Protonendichte in einem Gewebe kann folgendermassen bestimmt werden. Die Spins werden maximal entlang des statischen Magnetfeldes B0 ausgerichtet und ein 90° HF-Puls eingesetzt. Das Signal der transversalen Magnetisierung wird so schnell wie möglich ausgelesen, noch bevor ein Relaxationsphänomen auftreten kann. Die Zeit zwischen dem eingestrahlten HF-Puls und der Signalauslese wird als Echozeit (TE = echo time) bezeichnet. Für protonengewichtete Aufnahmen muss die Echozeit so kurz wie möglich sein. Für die kardiale Bildgebung wird diese Wichtung jedoch nur selten eingesetzt. In T1 - gewichteten Aufnahmen wird der Unterschied in der T1-Relaxation umgebender Pixel dargestellt. Die Messung beginnt ebenfalls typischerweise mit einem 90° HF-Puls. Nach einer Zeit von durchschnittlich 500 ms ist die Differenz zwischen den verschiedenen longitudinalen Komponenten am grössten. Jetzt erfolgt ein neuer HF-Puls, um die Spins in die transversale Ebene zu klappen und das Signal aufzunehmen. Die Messung muss nun schnell erfolgen, noch bevor T2-Effekte die transversale Magnetisierung verändern können. Für T1-gewichtete Aufnahmen ist somit ebenfalls eine kurze Echozeit (TE) nötig. Da sich die T2-Effekte in der transversalen Schicht zum statischen Magnetfeld B0 manifestieren, können diese Signale direkt gemessen werden. Typische Echozeiten von SE-Sequenzen in der kardialen MRT sind 40 - 120 ms [3].


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MR-Sequenzen

Eine einfache Messung der Protonendichte, des T1- oder T2-gewichteten Signals liefert noch nicht genügend Informationen, um ein komplettes Bild zu rekonstruieren, da die Ortsinformation des empfangenen Signals noch fehlt. Um diese zu erhalten, wird die Proportionalität zwischen Präzessionsfrequenz und der Magnetfeldstärke am Ort des Spins ausgenutzt. So werden zu dem statischen Magnetfeld B0 Magnetfeldgradienten in allen 3 Raumebenen geschaltet, so dass sich die Präzessionsfrequenzen aller Spins in Abhängigkeit von ihrer Position im 3-dimensionalen Raum voneinander unterscheiden. Da ein HF-Puls mit einer bestimmten Frequenz nur die Spins mit der korrespondierenden Präzessions-frequenz anregen kann, ist es möglich durch die Verwendung von Magnetfeldgradienten, nur Spins in einer bestimmten Schicht anzuregen. Während der Auslesung des resultierenden Signals wird ein weiterer Gradient in der angeregten Schicht in einer anderen Raumrichtung geschaltet, z.B. von links nach rechts, und als „read-out“ Richtung definiert. Als Folge zeigen Spins an verschiedenen Stellen (N Spalten) in der angeregten Schicht eine unterschiedliche Präzessionsfrequenz und das gemessene Signal resultiert aus magnetischen Momenten unterschiedlicher Frequenz. Wird dieses Signal über N verschiedene Zeiten gemessen, so ist es möglich, das Signal nachträglich N verschiedenen Punkten (Spalten) zuzuordnen. Der dazu notwendige mathematische Algorithmus stellt die Fourier-Transfomation dar. Um die Signale auch noch der 3. Ebene im Raum zuordnen (Zeilen) zu können, wird noch ein dritter Gradient zwischen HF- Anregung und Signalauslesung benötigt, welcher die Spins in bestimmten Zeilen der Schicht zu einem bestimmten Zeitpunkt dazu zwingt mit unterschiedlicher Frequenz zu präzipieren. Das Ergebnis ist eine unterschiedliche Phase der Spins in unterschiedlichen Zeilen. Dieser Schritt wird als Phasenkodierschritt bezeichnet. Das bedeutet in der Praxis, dass ein Bild mit M Zeilen und N Spalten, M Phasenkodiergradienten für eine Schicht benötigt. Es ist somit eine Serie von aufeinanderfolgenden Messungen notwendig. Die Zeit zwischen aufeinanderfolgenden HF-Anregungen wird als Repetitionszeit (TR) bezeichnet. Die Daten werden vor der Fourier-Transformation zunächst in einem 2-dimensionalen Raum abgelegt, dem sogenannten k-Raum.


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Bei der konventionellen MR-Akquisition berechnet sich die Akquisitionszeit bei einer Matrix von M x N aus der Multiplikation M x TR, und der Anzahl der Anregungen.

Die Gesamtheit der Anregungspulse, Gradienten und Messungen wird als MR-Sequenz bezeichnet. Verwendet man dreidimensionale Techniken, dann werden sehr dicke Schichten, sogenannte „slabs“ auf einmal angeregt. Innerhalb dieses Slabs werden verschiedene Schichten (Partitionen=P) ebenfalls nach einer Phasenkodiertechnik differenziert. Es müssen hier dann M x N x P Messungen durchgeführt werden, die eine Zeit von M x P x TR beanspruchen. Der k-Raum spielt eine entscheidende Rolle bei der MR-Bildgebung, da er die Matrix, bestimmt. Wird ein M x N k-Raum nur unvollständig gefüllt, können trotzdem qualitativ hochwertige Bilder mit einer Auflösung von M x N mit Hilfe von speziellen Rekonstruktionsalgorithmen entstehen. Eine solche Technik stellt die HASTE-(Half Fourier Single Shot Turbo Spin Echo) Sequenz dar [4], die aufgrund der schnelleren Datenakquisition am Herzen in Atemanhaltetechnik durchgeführt werden kann. Auf alle im k-Raum gespeicherten Daten hat ein anderer Phasen- und Auslesegradient gewirkt. Daten auf die der stärkste Gradient gewirkt hat werden in der Peripherie des k-Raums abgelegt und tragen zur Auflösung des Bildes bei. Die Daten, die mit den schwächsten Gradienten erzielt wurden, werden im Zentrum des k-Raumes abgelegt und haben den entscheidenden Einfluss auf den Bildkontrast.

Gradienten- und Spinecho Sequenzen

Ein maximales Nettosignal aus einer Gruppe von angeregten Spins ist nur dann zu erzielen, wenn alle Spins sich in einer Phase befinden. Dephasierung entsteht dadurch, dass Spins unterschiedliche Präzessionsfrequenzen aufweisen. Einige dieser Dephasierungseffekte sind durchaus erwünscht, z.B. der T2-Effekt oder die Dephasierung bedingt durch einen Kodiergradienten. Diese Dephasierungseffekte sind jedoch nur minimal ausgeprägt. Lokale Inhomogenitäten des Magnetfeldes können sich ebenfalls in Phasendifferenzen manifestieren, z.B. in Form des sogenannten T2*-Effektes. Bei der kardialen MR-Bildgebung treten solche Effekte an der Herz-Lungenübergangszone oder in der Nachbarschaft von metallenen Implantaten auf. Blutfluss in den grossen Gefässen und Ventrikeln führt ebenfalls zu grossen Phasenunterschieden, die zur Flussquantifizierung herangezogen werden [Seite 19↓]können (Kapitel 1.3). Der Detektor kann zwischen diesen verschiedenen Einflussfaktoren, die zur Dephasierung führen, nicht unterscheiden.

Die beste Möglichkeit die Effekte solcher lokalen Inhomogenitäten zu beseitigen stellt die Akquisition von Spinechos (SE) dar. Bei dieser Form der Bildgebung wird ein 180°- (Refokussierungspuls) Puls direkt in die Mitte zwischen HF-Puls und Datenakquisition plaziert (Abb. 1.3).

Abb. 1.3: Eine SE-Sequenz benutzt einen 180° Refokussierungspuls, um Differenzen in der Larmor-Frequenz durch Feldinhomogenitäten auszugleichen.

Bei der Verwendung von Gradientenechosequenzen (GE) ist kein 180° Refokussierungspuls notwendig. Aus diesem Grunde kann die Echozeit (TE) wesentlich kürzer sein, was ein weiteres Mittel darstellt, um Dephasierungseffekte klein zu halten. GE-Techniken spielen eine grosse Rolle in der kardialen MR- Bildgebung, da sie eingesetzt werden können, um dynamische Phänomene wie die myokardiale Kontraktion, Herzklappenbewegungen oder Blutfluss darzustellen.

Flusseffekte

Bei den meisten MR-Sequenzen geht man von der einfachen Annahme aus, dass sich die Spins im Gewebe nicht bewegen. Wäre dies der Fall, könnte ein positiver MR-Gradient durch einen genau entgegengesetzt gerichteten negativen Gradienten kompensiert werden. Für bewegte Spins in den grossen Gefässen oder den Koronarien gilt diese Annahme jedoch nicht mehr. Das heisst Spins, die sich entlang eines Magnetfeldgradienten bewegen weisen eine Phasenverschiebung auf [5], die abhängig von der Stärke des Magnetfeldes und der Flussgeschwindigkeit ist.


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Aus diesem Grunde reicht ein einfacher negativer Gradientenpuls nicht aus, um einen positiven zu kompensieren. In vielen Sequenzen bedingt dieser Zusammenhang eine inkomplette Darstellung der grossen Gefässe und sogenannte „Geisterartefakte“ in der Phasenkodierrichtung entlang der grossen Gefässe oder der Ventrikel. Um diese Effekte zu minimieren, kann man die Pulssequenzen verkürzen und damit auch die Echozeit, oder man verwendet anstelle eines bipolaren Gradienten, drei. Zu einer erhöhten Signalanhebung von fliessendem Blut kommt es in GE-Aufnahmen, da die Spins des in die Schichtebene hineinfliessenden Blutes nur eine begrenzte Anzahl von HF-Impulsen erhalten bevor sie aus dem Messvolumen wieder verschwinden. Der kontinuierliche Nachschub an frischen, noch nicht angeregten Spins, der sogenannte „in-flow“ sorgt für eine maximale Anzahl entlang des statischen Magnetfeldes B0 ausgerichteter Spins auf die der HF-Puls wirken kann. Verglichen mit den zum Teil wieder partiell relaxierten Spins des umgebenden stationären Gewebes, kann das Signal in den Gefässen bzw. den Herzkammern sehr stark sein. Der „in-flow“ (oder „time-of-flight“) Effekt ist um so stärker, wenn sich das Gefäss oder die Kammer senkrecht zum Messvolumen befindet. Aus diesem Grunde erzielt man bei der Akquisition von Schichten zur Ventrikelmessung den besten Kontrast bei Kurzachsenschnitten, senkrecht zur anatomischen Längsachse des Herzens und parallel zur AV-Klappenebene. Des weiteren stellt der „in-flow“ Effekt die Basis für „time-of-flight“ (TOF) MRA dar. Auch ohne die Anwendung von Kontrastmitteln zeigt sich ein hyperintenses Signal in den Gefässen (Kapitel 2 und 6). Wie bereits erwähnt kann unter Verwendung eines bipolaren Gradientenpulses die Flussgeschwindigkeit in einem Gefäss gemessen werden. Durch einen bipolaren Gradientenpuls erfahren fliessende Spins eine Phasenverschiebung, die zum einen proportional ist zur Amplitude des Gradienten (Kapitel 1.3), zum anderen proportional zur Flussgeschwindigkeit im Gefäss [5; 6]. Dies gilt streng genommen allerdings nur unter der Voraussetzung, dass ein laminarer konstanter Fluss während der Akquisition im Gefäss herrscht. Die Bilder einer typischen flussensitiven Gradientenechosequenz sind in Abb. 1.4 a, b gezeigt.


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Abb.1.4a:Modulus- oder Magnitudebild der Pulmonalarterie, und Aorta.- Transversale Orientierung der flusssensitiven GE-Sequenz.

Abb. 1.4b: Pasenbild zur Flussquantifizierung. Schwarz entspricht Fluss nach kranial, weiss nach kaudal

Der Werteumfang von Flussgeschwindigkeiten, der gemessen werden kann, wird durch die Amplitude der Gradienten bestimmt und in Abhängigkeit von der erwarteten maximalen Flussgeschwindigkeit vor der Messung gewählt und als Venc (encoded velocity) bezeichnet. Auf die möglichen Einflussfaktoren wird näher im experimentellen Teil (III. Methodischer Teil, Kap. 4) eingegangen. Mit Hilfe dieses bipolaren Gradientenpulses können allerdings auch angiographische Bilder erzeugt werden. Normalerweise sind hierzu vier Akquisitionen notwendig [7] Eine normale (flusskompensiert) und drei phasenkodierte mit bipolaren Gradienten entlang der drei Raumrichtungen in x-, y- und z-Richtung. Nach Subtraktion der magnetischen Vektoren aus den phasenkodierten und der flusskompensierten Sequenz bleibt theoretisch nur noch Signal in den Gefässen übrig. Diese MR-angiographische Technik wird als Phasenkontrasttechnik bezeichnet. Zur Flussmessung kann sie herangezogen werden, indem die vier Akquisitionen nur jeweils in einer Richtung miteinander verrechnet werden, d.h. das flusskompensierte Bild wird nur vom phasenkodierten in einer Richtung subtrahiert. Es entsteht das sogenannte Phasenbild der flusssensitiven Gradientenechosequenz, in dem die Flussrichtung in schwarz oder weiss und die Flussgeschwindigkeit in der Signalintensität (Abb. 1.4 b) kodiert ist. Ein zweites Bild wird in der Regel ebenfalls immer mit rekonstruiert, das sogenannte Modulusbild oder Magnitudebild (Abb. 1.4 a), was einer Addition des flusskompensierten und des Phasenbildes entspricht.


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Dieses Bild entspricht nach den Signalcharakteristika einem GE-Bild mit hohem Kontrast, da Signale aus mehreren Akquisitionen zum Bild beitragen und damit ein gutes Signal-zu-Rausch Verhältnis ergeben. Auch für die Phasen-kontrastangiographie ergibt sich ein gutes Signal-zu-Rausch Verhältnis, was jedoch mit einer Vervierfachung der Messzeit im Vergleich zu herkömmlichen GE-Sequenzen erkauft wird.

Schnelle MR-Techniken – Turbo Spinecho Sequenzen

Nach wie vor stellt die MRT eine relativ zeitintensive Methode der Bildgebung dar, da ihr ein Relaxationsprozess zugrundeliegt, der erst abgeschlossen sein muss, um erneut Bilder zu akquirieren. Dies macht sich vor allem bei T2-gewichteten Aufnahmen bemerkbar, die für einen optimalen Kontrast eine TE von minimal 60 ms benötigen. Für eine konventionelle T2-gewichtete Aufnahme sind mindestens 2 Sekunden notwendig, bevor die nächste Anregung und Signalauslesung erfolgen kann. So sind T2-gewichtete Aufnahmen, die 10 Minuten Akquisitionszeit benötigen, keine Seltenheit. Um die Messzeit verringern zu können, müssen die TR, die Matrix oder die Anzahl der Messungen reduziert werden, wodurch jedoch auch das Signal-zu-Rausch Verhältnis und die räumliche Auflösung leiden. Eine andere Möglichkeit stellt die Verwendung von GE-Sequenzen dar. Ein echter T2-Kontrast ist damit jedoch nicht zu erzielen. Die Bilder weisen dann einen Mischkontrast zwischen T1 und T2* auf. Deshalb ist es besser die Geschwindigkeit der SE-Technik zu erhöhen, indem eine Serie von Echos während eines Anregungspulses geschaltet werden [8]. Alle diese Echos verlangen nun eine weitere Phasenkodierung, so dass sie in die richtige Zeile im k-Raum einsortiert werden können (Abb. 1.5).


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Abb. 1.5: Mit Fast- oder Turbo Spin Echo Sequenzen werden pro Anregungsimpuls (HF-Puls) mehrere Linien des k-Raums (echo-train length oder Turbofaktor) gefüllt, indem mit mehreren 180°-Impulsen (hier vier) mehrere Echos ausgelesen werden. Das dritte Echo bestimmt hier vornehmlich den T2-Kontrast (effektives TE).

Für diese Art der SE-Sequenzen werden von den Herstellern unterschiedliche Namen verwendet. An Scannern der Firma Philips wird der Name Turbo Spinecho Sequenz mit unterschiedlichen Turbofaktoren, der im englischen Sprachgebrauch „echo train length“ genannt wird, verwendet. Um auch GE-Sequenzen noch weiter zu beschleunigen wird dasselbe Prinzip angewandt. Die Technik wird Echo Planar Imaging (EPI) genannt [9, 10].

1.1. Allgemeine Grundlage zur Magnetresonanztomographie des Herzen

Im Vergleich zu anderen anatomischen Regionen sind bei der kardialen MRT einige Besonderheiten zu berücksichtigen, die die Bildgebung erschweren. Hierzu gehören vor allem die Herz- und Zwerchfellbewegung. Aus diesem Grunde wurden im Verlauf der letzten zwei Jahrzehnte verschiedene Techniken entwickelt und sind zum Teil noch Gegenstand der Entwicklung oder klinischen Erprobung, um diese Probleme in den Griff zu bekommen. Zunächst wurden die Standardsequenzen für andere, sich nicht bewegende Körperregionen für die kardiale MRT adaptiert [11].

Die einfache Übertragung von schnellen SE-Sequenzen alleine würde allerdings insbesondere bei T2-gewichteten Aufnahmen nicht verwertbare Bilder durch Bewegungsartefakte ergeben. Aus diesem Grunde musste die Datenakquisition den verschiedenen Bewegungsphasen des Herzen angepasst werden. Die einfachste [Seite 24↓]Variante ist es, die Datenakquisition auf die Phase des Herzzyklus zu beschränken, in der die Herzbewegung am geringsten ausgeprägt ist, die Diastole. Hierzu muss zusammen mit der Datenakquisition die Ableitung eines Oberflächen-EKG erfolgen.

1.1.1. Techniken des EKG-gatings oder triggern:

Es werden zwei Arten des EKG - „triggern“ unterschieden, das eigentliche „triggern“ und das „gating“:

a. EKG-„triggern“:

Beim „triggern" erfolgt die Datenakquistion mit einem gewissen zeitlichen Abstand, dem "trigger delay" (TD), zur R-Zacke, d.h. die TR-Zeit der Einzelechosequenz orientiert sich an diesem TD und der Länge des RR-Intervalls. Mit dieser Art der Triggerung können Einzelschichten auf vorher definierte Phasen des Herzzyklus, z.B. Enddiastole oder Endsystole, getriggert werden. Die Systolendauer im Herzzyklus weist eine relativ konstante Länge im Herzzyklus auf. Stark frequenzabhängig ist jedoch die Diastolendauer. Orientierungswerte für die entsprechende Wahl des TD können Tabellen entnommen werden [12].

b. EKG-„gating“:

Sollen Aufnahmen zu verschieden Phasen des Herzzyklus mit unterschiedlichen TR-Intervalen aufgenommen werden, wird das "gaten" verwendet. Eine Sonderform des "gaten" stellt das "retrospective gating" dar. Das EKG wird während der Akquisition kontinuierlich aufgenommen, gespeichert und die akquirierten Bilder erst in der Rekonstruktionsphase den einzelnen Phasen des Herzzyklus zugeordnet. Mit dieser Art der Sequenzsteuerung können Aufnahmen des Herzen über den gesamten Herzzyklus mit unterschiedlicher zeitlicher Auflösung gewonnen werden, was insbesondere für funktionelle Untersuchungen (Wandbewegungsanalyse, Flussmessungen etc.) von Vorteil ist.

Sollte ein EKG-Triggerung wegen unzureichender Ableitung nicht möglich sein, kann diese Art der Steuerung auch für eine Pulstriggerung angewendet werden. In der Regel wird jedoch eine prospektive Triggerung für die reine Bildgebung mittels SE-Sequenzen mit einem fixen Trigger delay (TD) von der R-Zacke des Oberflächen-[Seite 25↓]EKG verwendet [13]. Hierbei ist es jedoch wichtig zu berücksichtigen, dass die Oberflächenelektroden auch andere elektrische Ströme registrieren, z.B. solche, die durch das magnetische Feld des Blutstromes selbst in Aorta und Kammern induziert werden. Dieses Feld kann so ausgeprägt sein, dass es vom System als T-Welle oder sogar als R-Zacke missinterpretiert wird. In der Regel können solche Effekte bei Positionierung der Elektroden erkannt und durch andere Plazierung, z.B. grössere Entfernung zur Aorta, behoben werden. Trotzdem wurden andere Triggerverfahren wie „pressure gating“ oder die Pulsoxymetrie [14, 15] entwickelt. Die Pulsmessung erfolgt mit einem Infrarotsensor an der Fingerbeere oder Fussendgliedern, je nach Ableitbarkeit. Die Pulsmessung stellt somit eine weitere Möglichkeit der Sequenzsteuerung dar, die bei starken Artefakten durch das statische Magnetfeld oder die Gradientenschaltung bzw. bei niedriger R-Amplitude anstelle der EKG-Steuerung eingesetzt werden kann. Fehlermöglichkeiten dieser Steuerung ergeben sich natürlich bei Pulsdefizit z.B. im Rahmen einer absoluten Arrhythmie. Der zeitliche Abstand der Pulswelle von der R-Zacke muss bei der Einstellung des TD berücksichtigt werden. Mit zahlreichen technischen Verbesserungen der EKG-Ableitungen in den letzten Jahren, ist jedoch die Zahl der Patienten, bei denen aufgrund von Artefakten oder unzureichender EKG-Qualität auf andere Triggerverfahren ausgewichen werden muss, zunehmend gesunken. So vermindern die heute in der Regel verwendeten Karbonfasern deutlich Artefakte [16]. Die Plazierung der Elektroden erfolgt ventral oder dorsal in Abhängigkeit von der Lage der elektrischen Herzachse. Bei den meisten Systemen erfolgt die EKG-Registrierung mit drei Ableitungen. Neuere Techniken [17], die eine Echtzeitbildgebung erlauben, können sogar ganz auf eine Triggerung verzichten.

1.1.2. Multislice-Multiphasenakquisition

Dieser Begriff wird synonym auch für die Datenakquisition mit einer schnellen Gradientenechosequenz zur Bestimmung der Ventrikelfunktion nach der modifizierten Simpson-Regel verwendet (Kapitel 1.5 und 5). Hier wird damit zunächst die 2D-Akquisition von Bilddaten verstanden, bei der statische Bilder vom gesamten Herzen und den grossen Gefässen („multislice“) zu verschiedenen Zeitpunkten („multiphase“), in der Regel innerhalb der Diastole, aufgenommen werden [18]. Bei [Seite 26↓]dieser Datenakquisition erhält man eine Set von parallel zueinander gelegen Schichten. Einige Bilder werden hierbei in der frühen Diastole, andere in der späten Diastole, bei ungünstiger Wahl des TD oder ungünstiger Herzfrequenz sogar in der Systole, akquiriert. Eine sorgfältige, frequenzadaptierte Wahl der Sequenzparameter ist somit unbedingt erforderlich. Die „interleaved“ Akquisition, wie sie sonst in der MR-Bildgebung verwendet wird, um die gegenseitige Beeinflussung von benachbarten, gerade angeregten Schichten, den sogenannten „cross-talk“ Effekt, zu vermeiden, wird bei der kardialen MR-Bildgebung in der Regel zugunsten einer kontinuierlichen Akquisition der Schichten verlassen. Wie schon erwähnt, ist es auch möglich eine einzelne Schicht zu verschiedenen Zeitpunkten des Herzzyklus anzuregen und Daten zu akquirieren, die sogenannte „single slice multiphase“ Technik. Sollen mehrere Schichten dynamisch erfasst werden, ist dies mit ausreichender zeitlicher Auflösung nicht mehr mit einfachen SE-Sequenzen möglich. Aus diesem Grunde werden schnelle GE-Sequenzen verwendet, die mit einer kurzen Repetitionszeit (TR) zwischen den einzelnen Anregungen auskommen. Die Anzahl der Phasen, die erfasst werden können, ist abhängig von der Akquisitionszeit und der Länge des RR-Intervalls. Diese Bilder können dann, ähnlich wie bei der Echokardiographie, pro Schicht als Endlosschleife („CINE-LOOP“) betrachtet werden. Hierbei muss aber berücksichtigt werden, dass die MR-Bilder im Gegensatz zur Echokardiographie, nicht während eines Herzschlages akquiriert werden, sondern aus Daten während mehrerer Herzschläge entstehen.

1.2. Verwendete Sequenzen

Turbo-Spinechosequenz (TSE) – anatomische Darstellung

TR = 571 - 1091 ms, TE = 11 - 40 ms, Turbofaktor = 5 - 8, Schichtdicke 2 - 5 mm, Matrix=256, FOV = 250 - 400 mm, EKG-getriggert – trigger delay 0 ms

Gradientenechosequenz in Atemmittellage (Ventrikelfunktion)

TR = 14 ms, TE = 2.6 – 2.9 ms, Flipwinkel = 20°, Schichtdicke 3 - 8 mm,
Matrix 128:256, maximales FOV 350 mm, 20-32 Phasen pro Herzzyklus, retrospektives gating


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Gradientenechosequenz in Atemanhaltetechnik (Ventrikelfunktion)

TR = 5.6 ms, TE = 2 ms , Flipwinkel = 25°, Schichtdicke 5 - 8 mm,
Matrix 128:256 maximales FOV 350 mm, 20 - 30 Phasen pro Herzzyklus,
prospektive EKG-Triggerung

Flusssensitive Gradientenechosequenz (Phasenkontrasttechnik – PCA)

TR = 20 ms, TE = 2.4 – 7 ms, Flipwinkel = 30°, Schichtdicke 3 - 6 mm, Matrix=96:128, FOV = 250 – 350 mm, 12 - 32 Phasen/Herzschlag,
retrospektives gating, Venc = 1 - 5 m/s

2D-„time-of-flight“ MRA

TR = 11ms, TE = 5.7 ms, Flipwinkel = 70°, Schichtdicke 2 mm (4 mm, 2 mm overlap), Matrix 128:256, FOV 250 – 350 mm, mittleres trigger delay in Abhängigkeit von der Herzfrequenz 260 ms, transversale Schichtführung

Kontrastmittelgestützte 3D-MRA

TR = 5.1ms, TE = 1.4 ms, Flipwinkel = 40°, Schichtdicke 2 - 4 mm, Matrix 512:512, FOV 450 mm, flow= 2 - 4 ml/s, Kontrastmittelmenge: 0,1 mmol Gd-DTPA /kg/KG

MR - Koronarangiographie in Navigatortechnik

TR = 9.6ms, TE = 3.5ms, Flipwinkel = 20°, Schichtdicke 1.5 mm, Matrix 256:256, FOV 330 mm, mittleres trigger delay 605 ms, 50 ms T2-Präparationspuls, Navigatorlänge 100 ms, gating window 5 ms


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1.3.  MR-Flussquantifizierung

Die MRT ermöglicht die nichtinvasive Beurteilung der Flussraten in Blutgefässen. Die Flussquantifizierung beruht auf der geschwindigkeitsabhängigen Phasen-verschiebung von sich bewegenden Spins [19, 20, 21]. Sequenzen zur Flussquantifizierung erlauben die Akquisition von „Flussbildern“, aus denen die aktuellen Flussparameter (Flussgeschwindigkeit oder Flussvolumen) bestimmt werden können. In der Kombination mit der gleichzeitigen Erfassung des EKG können Bilder zu verschiedenen Phasen im Herzzyklus aufgenommen und zu unterschiedlichen Zeitpunkten die Flussraten ermittelt werden. Die Quantifizierung von venösem Fluss erfordert nicht unbedingt eine EKG-Triggerung, da die Pulsatilität häufig gering ist, wodurch die Datenakquisition erheblich beschleunigt werden kann [22]. Die Genauigkeit der Flussmessung wird jedoch auch bei venösem Fluss durch eine EKG-Triggerung erhöht [23]. Die Flussquantifizierung von arteriellem Fluss ohne die Verwendung einer EKG-Triggerung ist nur bei einem extrem kleinen Pulsatilitätsindex denkbar [22]. Eine wichtige Eigenschaft der quantitativen MR-Flussmessung stellt die Möglichkeit der Bestimmung sowohl der Amplitude als auch der Flussrichtung in jedem Pixel dar. Rückwärtsgerichteter Fluss führt zu einer negativen Phasendifferenz. Des Weiteren können aus dem selben Phasenbild Informationen über die maximale Flussgeschwindigkeit (cm/s) als auch über das Flussvolumen (ml/s) gewonnen werden. Grundsätzlich ist die Methode zur Flussquantifizierung der Datenakquisition für die Phasenkontrastangiographie (Kapitel 2) ähnlich. Der Unterschied besteht zum einen darin, dass in der Regel nur der Fluss in eine Richtung (am besten senkrecht zum Hauptflussvektor) gemessen wird und das die Venc (encoded velocity = maximal erwartete Flussgeschwindigkeit im Gefäss) höher eingestellt werden muss, um Signalverluste durch Aliasing zu vermeiden (Abb. 1.6). Für die quantitative MR-Flussmessung gibt es keinen Kalibrierfaktor.


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Abb. 1.6:a. Rekoarktation im gewinkelt parasagittalen SE-Bild (LAO-Äquivalent) durch den Aortenbogen. b. Resultierendes Phasenbild in derselben Orientierung zeigt bei einer zu niedrig gewählten Venc ein „Aliasingphänomen“ (schwarzer Pfeil). c. Bei entsprechend höherer Wahl der Venc von 3.5 kann die maximale Flussgeschwindigkeit von 3 m/s korrekt gemessen werden.

Abb. 1.7: Schema des Zusammenhangs zwischen dem Einsatz eines bipolaren Gradienten mit einer Fläche Ag im Abstand von Δ t, der Phasenverschiebung Φ und der Flussgeschwindigkeit v.


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Aus der Physik ist folgender linearer Zusammenhang beim Einsatz eines bipolaren Gradienten (Abb. 1.7) zwischen der resultierenden Phasenverschiebung Φ und der Flussgeschwindigkeit v bekannt:

Φ = v ( γ Δ A g )

Formel 1 :

wobei γ die gyromagnetische Konstante, A g die Fläche unter der Kurve jedes Gradienten und Δ die Zeit zwischen dem Zentrum der beiden Gradienten darstellt. Sofern eine regelmässige Kontrolle der Einstellungen der Gradienten erfolgt, wie es an modernen Scannern üblich ist, ist keine weitere Kalibrierung für die Flussquantifizierung notwendig [7]. Trotzdem können Turbulenzen zu Dephasierungen führen, die die Genauigkeit der Flussmessungen beeinträchtigen. Die Signalintensität jedes Pixel steht bei der quantitativen Flussmessung für die lokale Flussgeschwindigkeit. Dieser Geschwindigkeitswert ist ein Durchschnittswert, welcher proportional ist zur Phase des Summenvektors der Signale aller Spins innerhalb des Voxels. Aufgrund dieses Partialvolumeneffektes können Fehler in der Flussmessung, insbesondere bei der Bestimmung des Flussvolumen auftreten [7]. Ist die Streuung der Geschwindigkeitswerte innerhalb eines Voxel sehr gross, dann ist es auch die der korrespondierenden Phasendifferenzen, so dass das Nettosignal auf Null absinken kann. Im Magnitude- oder Modulusbild (Abb. 1.4 a) wird die Signalamplitude sehr niedrig sein, im Phasenbild (Abb. 1.4 b, 1.7 b) wird jedoch kein Nullwert, sondern ein dem Hintergrundrauschen entsprechender Zufallsphasenwert ermittelt werden. Im Gegensatz zu den anatomischen Magnitude Bildern ist das Hintergrundrauschen bei den Phasenbildern somit deutlich sichtbar und beeinflusst den Messwert. Dieses kann jedoch als sogenanntes „Pfeffer-und-Salz“ (Abb.1.4 b) Erscheinungsbild deutlich von Regionen mit normalem Fluss unterschieden werden.

Das „Pfeffer-und-Salz“ Erscheinungsbild tritt vor allem in Regionen mit Luft (also in der Lunge und ausserhalb des Patienten) auf. Quantitative Flussmessungen werden normalerweise mit dünnen 2D-Einzelschichten (3-10 mm) durchgeführt.


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Es ist jedoch auch grundsätzlich möglich, diese mit 3D-Techniken zu kombinieren, falls besonders dünne oder mehrere Schichten akquiriert werden sollen. Wird die Flussmessung mit einer EKG-Triggerung kombiniert, so sollte ein retrospektives gating verwendet werden, um bei pulsatilem Fluss auch alle Phasen des Herzzyklus vollständig erfassen zu können. Um Partialvolumeneffekte so klein wie möglich zu halten, sollte die Akquisition immer senkrecht zum Gefässverlauf erfolgen. Der verwendete Flipwinkel liegt in der Regel zwischen 25° und 50°, abhängig von der Flussgeschwindigkeit und der erwarteten Pulsatilität des Flusses. Die eingeschlossene Geschwindigkeit (Venc= encoded velocity) sollte etwas über dem zu erwartenden maximalen Fluss im Messvolumen liegen, um Aliasing (Abb. 1.6 b) zu vermeiden. Obwohl grundsätzlich zahlreiche Faktoren die Zuverlässigkeit der MR-Flussmessung einschränken [24, 25, 26], zeigen doch zahlreiche in-vitro und in-vivo Studien, dass es sich um eine sehr zuverlässige Methode zur Flussquantifizierung handelt [27, 28, 29], deren Aussagekraft nicht so sehr von der Erfahrung des Untersuchers abhängt wie es bei der Dopplerechokardiographie der Fall ist.

1.4. Strömungsphysik

1.4.1. Einleitung

Das Strömungsverhalten von Flüssigkeiten wird allgemein durch die Gesetze der Hydrodynamik beschrieben, das des Blutes durch die Hämodynamik. Blut kann man als eine Suspension von Erythrozyten im Blutplasma mit seinen Plasmaproteinen ansehen. Blut zeigt deshalb ein zum Teil abweichendes Verhalten im Vergleich zu anderen Flüssigkeiten. Diese Abweichungen können mit dem Newtonschen Reibungsgesetz [30] beschrieben werden. Dies gilt insbesondere für die Viskosität, die wiederum einen Einfluss auf die Strömungsform (laminar oder turbulent) hat. Die Viskosität kann als ein Koeffizient der inneren Reibung angesehen werden, welche als Summe der Adhäsionskräfte zwischen den Molekülen einer Flüssigkeit zu verstehen ist [30].

Die Viskosität des Blutes wird vor allem durch den Hämatokrit (in etwa konstant bis zu einem Hämatokrit von 10), der Blutplasmaproteinkonzentration und dem Gefässradius (Umformung der Erythrozyten in der kapillaren Endstrombahn) [Seite 32↓]bestimmt. Je geringer die Geschwindigkeit mit der die einzelnen Flüssigkeitsschichten (Laminate) aneinander vorbeigleiten, um so grösser ist die Einwirkung der Schubspannung τ (N/ m²), die Resultierende aus der Summe aller Adhäsionskräfte. Die Viskosität η (Ns/ m²) ist damit folgendermassen definiert:

τ = η d v / d x

Formel 2 :

1.4.2. Kontinuierlicher Fluss

Die idealen Bedingungen eines kontinuierlichen, laminaren Flusses sind im Organismus nur ausnahmsweise zu finden. Die Elastizität der Gefässwände, die Pulsatilität des Flusses, die Gefässkrümmungen und Gefässaufzweigungen führen zu unterschiedlichen, über die Zeit wechselnden Flussprofilen, bzw. Geschwindigkeitsverteilungen der einzelnen Flüssigkeitsschichten. Ein Fluss kann nur dann zustande kommen, wenn eine treibende Kraft auf eine Flüssigkeitssäule einwirkt. Dabei ist die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes in den grossen arteriellen Gefässen hoch, in den Kapillaren niedrig. Die Kontinuitätsgleichung besagt jedoch, dass durch einen bestimmten Abschnitt des Gefässsystems zu einem bestimmten Zeitpunkt das gleiche Stromzeitvolumen bzw. Anteil des Herzzeitvolumens fliesst unabhängig vom Gefässquerschnitt. Es gilt:

Q = A v mean

Formel 3 :

Mit:

Q

=

Stromzeitvolumen in ml/ s

A

=

Gefässquerschnittsfläche bzw. A = π r ²

v mean

=

mittlere Flussgeschwindigkeit (cm/s)


[Seite 33↓]

Der Zusammenhang zwischen Stromzeitvolumen Q, der Viskosität η, der Länge eines Gefässsegmentes I, dem Radius des Gefässes r und der Druckdifferenz P 2 - P 1 entlang des betrachteten Gefässabschnittes wird durch das Hagen-Poiseulle-Gesetz beschrieben:

P 2 - P 1 = (8 l η q) / ( π r 4 )

Formel 4 :

Das Hagen-Poiseulle-Gesetz hat jedoch nur Gültigkeit, wenn die Voraussetzung einer laminaren Strömung in einer geraden, starren Röhre mit einer Flüssigkeit konstanter Viskosität gegeben ist [31].

1.4.3. Laminares Strömungsprofil

Bei einer idealisierten laminaren Strömung durch ein Rohr haftet die Flüssigkeit am Rand und bewegt sich in der Mitte am schnellsten. Die Strömung kann man sich in einer Modellvorstellung aus kleinen Zylindern zusammengesetzt vorstellen, die reibungsbehaftet aneinander vorbeigleiten. Das Flussprofil kann mathematisch durch eine Parabelfunktion beschrieben werden.

1.4.4. Turbulentes Strömungsprofil

Wird in einem kostanten Gefässabschnitt die Druckdifferenz gesteigert oder der Gefässquerschnitt reduziert, nimmt die Flussgeschwindigkeit zu. Der anfangs laminare Fluss wird dabei ab einem bestimmten Wert, der Reynoldschen Zahl, destabilisiert. Es kommt zunächst nur zu gefässwandnahen Wirbelbildungen. Oberhalb einer kritischen Strömungsgeschwindigkeit werden die Geschwindigkeitsvektoren der Flüssigkeitssäule in allen drei Raumrichtungen verteilt. Das Strömungs- oder Geschwindigkeitsprofil ist flach mit einem hohen gefässwandnahen Geschwindigkeitsgradienten. In der farbkodierten Doppler-sonographie tritt dabei dann ein wechselndes Nebeneinander unterschiedlicher Farben mit gegenläufigen Flussrichtungen auf. In der MR-Flussmessung mit der Phasenkontrasttechnik kommt es durch die zufällig verteilten Geschwindigkeits-[Seite 34↓]komponenten und Bewegungsrichtungen der Einzelspins in einem Voxel zu einer ausgeprägten Phasendispersion und damit zu einem äusserst kleinen Magnetisierungsvektor.

Dies führt zu einem Signalverlust, der im Bereich der Übergangszone zur Turbulenz am grössten ist. Wann eine laminare Strömungsform in eine turbulente übergeht, kann anhand der dimensionslosen Reynoldschen Zahl (Re) abgeschätzt werden:

Re = (2 r v mean p ) / η

Formel 5 :

r

=

Gefässradius

v mean

=

mittlere Strömungsgeschwindigkeit im Gefässsegment

p

=

Massendichte

η

=

Viskosität

Übersteigt diese Zahl einen Grenzwert, so treten Turbulenzen auf. Bei den in-vivo Messungen muss unter Umständen berücksichtigt werden, dass Turbulenzen auch durch endotheliale Veränderungen wie arteriosklerotische Plaques auftreten können, ohne dass die Reynoldsche Zahl bereits überschritten worden ist [32].

1.4.5. Laminare Flussumkehr bei Gefässquerschnittsänderung

Bei der Veränderung der Querschnittsfläche eines Gefässes kommt es zu einer Veränderung des paraboloiden Geschwindigkeitsprofils eines laminaren Flusses. Bei einer Zunahme des Gefässdurchmessers wird das Strömungsprofil gedehnt (Auslasseffekt), bei einer Reduzierung das Profil gestaucht (Einlasseffekt). Hierbei ändern sich die Geschwindigkeitsgradienten. Bei deutlicher Änderung des Gefässdurchmessers, z.B. distal einer Stenose, kann es sogar zu einer randständigen Flussseparation kommen. Eine lokalisierte Flussumkehr zeigt sich im Dopplerultraschall in der Gegenfarbe der Hauptflussrichtung, in der MR-Flussmessung in Phasenkontrasttechnik im Signalverlust.


[Seite 35↓]

1.4.6.  Pulsatiler Fluss

Bedingt durch die pulsatile Pumpleistung des Herzens in Form von Druck- als auch Volumenarbeit, kommt es im arteriellen Gefässsystem zu einem Fluss, der durch abwechselnde Akzelerations-und Dezelerationsphasen gekennzeichnet ist. In der Beschleunigungsphase ist das Profil flach, in der Dezelerationsphase gedehnt. Durch die Dehnbarkeit der grossen Gefässe (Compliance, „Windkesselfunktion“) wird ein Teil der pulsatilen Energie gespeichert, wodurch in Abhängigkeit vom peripheren Gefässwiderstand ein kontinuierlicher Fluss gewährleistet wird. Die Form der Puls- bzw. Geschwindigkeitswellen wird ebenfalls durch die Peripherie beeinflusst, z.B. durch die Reflexion der Pulswelle in Abhängigkeit vom Kontraktionszustand der Arteriolen. Die Zeit-Geschwindigkeitskurve kann durch einen steilen systolischen Anstieg mit raschem Abfall, sowie in den Widerstandsgefässen mit einem frühen diastolischen Rückstrom beschrieben werden.

1.4.7. Hämodynamik an Stenosen

Stenosegradbestimmung

Nach dem bereits erwähnten Kontinuitätsgesetz gilt, dass eine Reduktion des Gefässdurchmessers zu einer Erhöhung der Strömungsgeschwindigkeit führt. Aus der relativen Erhöhung der Strömungsgeschwindigkeit kann daher bei Gültigkeit der Kontinuitätsgleichung der Stenosegrad errechnet werden:

q 1 = q 2

q = A 1 v 1 = A 2 v 2

Formel 6 :


[Seite 36↓]

Bestimmung von Druckgradienten

Der systolische Druckgradient über einer Stenose kann mit Hilfe der Bernoulli-Gleichung annäherungsweise bestimmt werden:

P 1 - P 2 = 0,5 β ( v max 1 ² - v max 2 ² )

Formel 7 :

P 1 , P 2

=

Druck proximal (1) bzw. distal (2) der Stenose

β

=

= Dichte des Blutes

v max 1 , v max 2

=

maximale Flussgeschwindigkeit proximal und

distal der Stenose (vernachlässigt wurde bei

dieser Gleichung der Anteil der Reibung und der

Beschleunigung)

Wird schliesslich die Blutflussgeschwindigkeit proximal der Stenose (v 1), die in der Regel unter 100 cm/ s liegt, nicht berücksichtigt, ergibt sich für die vereinfachte Form der Bernoulli-Gleichung zur Abschätzung eines Druckgradienten über einer Stenose:

P 1 - P 2 = 4 v max 2 ²

Formel 8 :

Intra- und poststenotische Flussveränderungen

Eine nur geringgradige Störung des laminaren Flusses proximal einer Stenose führt zu Turbulenzen und reversen Flussseparationen distal einer Gefässenge. Die Reynold-Zahl kann poststenotisch wegen der z.T. abrupten Erweiterung des Gefässlumen bei zunächst fortbestehender, erhöhter Flussgeschwindigkeit (poststenotischer Jet) weit über den intrastenotischen Wert ansteigen.

Der poststenotische Jet reicht dann selbst bei kleineren Stenosen von nur wenigen Millimetern Länge mehrere Zentimeter nach distal über den stenosierten Abschnitt hinaus. Ort und Ausmass sind in komplexer Weise von der Stenosegeometrie, dem Stenosegrad, der Gefässwandoberfläche, der prästenotischen Strömungs-geschwindigkeit, der Viskosität des Blutes und der Pulsatilität abhängig, so dass sowohl in MR-Aufnahmen, als auch im Farb-Doppler in der [Seite 37↓]Dopplerechokardiographie die Geometrie des Stenosejets nur bedingt für qualitative Aussagen zum Stenosegrad herangezogen werden kann [32].

1.5. CINE-MRT zur Herzfunktionsanalyse

Die globale und regionale ventrikuläre Funktion stellen einen wichtigen prognostischen Faktor bei vielen kardialen Erkrankungen dar. Die akkurate Bestimmung und Reproduzierbarkeit der Quantifizierung der Ventrikelfunktions-parameter ist das Ziel verschiedener bildgebender Verfahren wie der Laevokardio-graphie, der Radionuklidventrikulographie, der Echokardiographie, des Elektronenstrahl - (ECT) und des Mehrzeilen-CT sowie der MRT. Als neuestes der genannten Verfahren kommt seit knapp zwei Jahren die Mehrzeilen-CT (MDCT) hinzu. Als Funktionsparameter werden das endsystolische (ESV) und enddiastolische Volumen (EDV), die Ejektionsfraktion (EF), das Schlagvolumen (SV) und die Muskelmasse (MM) bestimmt. Obwohl die linksventrikuläre Ejektionsfraktion (LV-EF) als Parameter zur Beurteilung der linksventrikulären Globalfunktion eingesetzt wird, ist sie von Vor- und Nachlast, und die Genauigkeit und Reproduzierbarkeit mit der sie bestimmt werden kann, auch von der Güte des bildgebenden Verfahrens abhängig. Die MRT stellt nach Aussage zahlreicher Autoren das beste Verfahren zur Volumetrie des Ventrikels [1, 33, 34] dar. Eine gute Visualisierung der epikardialen und endokardialen Grenzflächen ist notwendig, um eine zuverlässige Quantifizierung der Wandbewegung, Muskelmasse und Volumina vorzunehmen. Dies geschieht in der Regel durch konventionelle oder segmentierte Gradientenechosequenzen (GE) mit Hilfe von multiplen Kurzachsenschnitten.

1.5.1. Bestimmung der ventrikulären Funktionsparameter:

Die rechts- und linksventrikulären Volumina können bestimmt werden, indem eine Anzahl von Kurzachsenschnitten von der Herzbasis bis zur Herzspitze angefertigt wird. Die endokardialen Flächen werden mit der Schichtdicke multipliziert und das Ergebnis zum Gesamtvolumen in der jeweiligen Herzphase aufaddiert (Simpson´s Regel; Abb. 1.8) [35, 36, 37, 38, 39]. Grundsätzlich kann die Simpson Regel in allen Schichtorientierungen durchgeführt werden.


[Seite 38↓]

Bei der transversalen Orientierung ergeben sich Probleme mit Partialvolumeneffekten im Bereich des Apex und des Zwerchfells, während in den Kurzachsenschnitten die Abgrenzung der Atrioventrikularklappenebene (AV-Klappenebene) Schwierigkeiten bereitet [40]. „through-plane“-Bewegungen an der Herzbasis durch die Verkürzung des Herzmuskels während der Kontraktion in seiner Längsrichtung um bis zu 15% müssen bei der Auswertung berücksichtigt werden.

Abb. 1.8: Schema der Anwendung der Simpson-Regel zur Bestimmung linksventrikulärer Volumina mit Hilfe von Kurzachsenschnitten. Volumina oder die Herzmuskelmasse werden durch einfache Addition der Volumina der Einzelschichten berechnet.

Grundsätzlich können auch Spinecho- (SE) Sequenzen für die Ventrikelfunktionsanalyse eingesetzt werden. Da aber bei Verwendung der Multislice-Technik, die verschiedenen Schichten zu verschiedenen Phasen des Herzzyklus akquiriert werden, sind sie weniger zuverlässig [41] als die GE-Sequenzen. Deshalb werden HASTE, GE [42] oder Echoplanar -Sequenzen (EPI) [43, 44] bevorzugt. GE-Sequenzen werden am häufigsten verwendet, um in einer Schicht den gesamten Herzzyklus abzudecken. Die hierzu verwendete Repetitionszeit beträgt zwischen 30-40 ms, was eine adäquate zeitliche Auflösung ermöglicht [42]. In den letzten zwei Jahren wurden auch sogenannte trueFISP-Sequenzen (true Fast Imaging with Steady-Precession) in der Herzbildgebung eingesetzt, die einen noch besseren Kontrast zwischen Myokard und Ventrikel ermöglichen.


[Seite 39↓]

Diese Sequenz wurde erstmals [17] auch als Echtzeit-Sequenz angewendet. Eine mögliche Fehlerquelle in unterschiedlichem Ausmass bei allen verwendeten Sequenzen stellt die Diskriminierung von Muskeltrabekeln dar, die in der Endsystole dem Myokard zugerechnet werden und in der Diastole (Abb. 1.9) nicht.

Abb. 1.9: Vierkammerblick bei einem Patienten mit kongenital korrigierter Transposition der grossen Gefässe (L-TGA) mit eingeschränkter Ventrikelfunktion des anatomisch rechten Ventrikel („RV“). Die Abgrenzung der Trabekel des anatomisch linken Ventrikel („LV“) ist in der Systole erschwert.

Diese Fehlerquelle ist grundsätzlich beim rechten Ventrikel, wegen seiner ausgeprägten Trabekulierung noch grösser. Des Weiteren zeigt langsam fliessendes Blut entlang des Endokards ähnliche Signalcharakteristiken wie Myokard und lässt sich dementsprechend schwierig davon unterscheiden. Trotzdem ist die Reproduzierbarkeit hoch, und die Inter- und Intraobservervariabilität niedrig [35, 45, 46]. Um die Genauigkeit der erhaltenen Werte mit einem „internen Standard“ zu überprüfen können das LV- und RV-Schlagvolumen miteinander verglichen werden, welche ohne Vorliegen eines intra- oder extrakardialen Shunts gleich sein sollten. Zusätzlich können die ermittelten Schlagvolumina auch mit Flussvolumenmessungen in den grossen Gefässen verglichen werden, was gute Übereinstimmungen zeigt [47, 48, 49].

Da das häufig noch manuelle Umfahren der enddiastolischen und endsystolischen Bilder bei Anwendung der Simpson-Regel (Abb. 1.8) sehr zeitaufwendig ist, wurden zahlreiche Methoden entwickelt, um die linksventrikulären Volumina unter Annahme [Seite 40↓]einer einfacheren Ventrikelgeometrie zu bestimmen. Im Falle eines normalen Ventrikels ist der Fehler im Vergleich zur aufwendigeren Methode nach der Simpson-Regel („Scheibchensummationsmethode“) gering [50]. Bei regional abnormer Ventrikelgeometrie kann der Fehler jedoch gross, das Messergebniss unvorhersehbar sein [51]. Werden diese vereinfachten Modelle zur Ventrikelgeometrie angewendet, wird der Vorteil der MRT verschenkt, Volumina ohne die vereinfachende Annahme einer bestimmten Ventrikelgeometrie oder Symmetrie mit hoher Zuverlässigkeit bestimmen zu können. Dies ist insbesondere bei der Bestimmung der Volumina des rechten Ventrikels (RV) der Fall. Die Geometrie des RV ist asymmetrisch und er kontrahiert sich nicht konzentrisch wie der linke Ventrikel. Da viele der häufigen angeborenen Herzfehler den rechten Ventrikel betreffen, ist die MRT für die Verlaufskontrolle der Ventrikelfunktion bei angeborenen Herzfehlern besonders wertvoll.

1.6. Einsatz der Navigatortechnik

Die Anwendung von Sequenzen in Atemanhaltetechnik erhöht naturgemäss die Bildqualität beträchtlich. Leider sind die Patienten mit angeborenen Herzfehlern häufig zu jung, um den Atemkommandos nachkommen zu können. Wünschenswert wären Sequenzen mit so hoher zeitlicher und räumlicher Auflösung, dass Bewegungsunschärfen durch die Herz- und Atembewegung nicht mehr auftreten, was mit den sogenannten „real-time“ Sequenzen verwirklicht wird. Diese haben allerdings in der Regel noch eine sehr schlechte räumliche Auflösung, so dass sie zum grössten Teil nur als Lokalisationssequenzen eingesetzt werden. Aus diesen Limitationen heraus wurden Sequenzen entwickelt, mit deren Hilfe die Position des Zwerchfells lokalisiert wird und eine Datenakquisition nur während eines bestimmten Fensters im Atemzyklus erfolgt, ohne dass der Patient einem Kommando folgen muss. Aus diesem Grunde sind diese Sequenzen für die Anwendung bei Kindern mit angeborenen Herzfehlern geeignet.

Ein Werkzeug, um dies zu bewerkstelligen stellt die Navigatortechnik dar, bei der ein Auslesesignal in sagittaler Orientierung durch das Zwerchfell lateral des Herzen, in der Regel rechts, akquiriert wird. Durch den Kontrastunterschied zwischen Leber, Zwerchfell und Lunge reicht eine Linie im k-Raum aus, um die Bewegung der [Seite 41↓]Zwerchfellkuppe zu repräsentieren [3]. Eine kontinuierliche Messung zeigt die zeitlich aufgelöste Bewegung des Zwerchfells (Abb. 1.10) ähnlich dem M-Mode in der Echokardiographie. Je nach gewünschter Bildgebung kann in einem bestimmten Teil des Atemzyklus gemessen werden. Wenn die entsprechende Zwerchfellhöhe erreicht wird, wird ein Triggerimpuls zum Start der eigentlichen Messsequenz generiert.

Abb. 1.10: Schema der Datenakquisition mit Hilfe der Navigatortechnik

Insgesamt benötigt diese Form der Datenakquisition allerdings deutlich mehr Zeit als die Anwendung in Atemanhaltetechnik, führt allerdings zu einer sehr hohen Bildqualität. Bisher wurde diese Technik vor allem zur Darstellung der Koronararterien angewendet [52, 53]. Erste Untersuchungen zeigen jedoch auch, dass sich diese Sequenz auch für die Anwendung bei anderen Sequenztypen eignet, z.B. bei „black blood“ Sequenzen [54].


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22.09.2004