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2.  Darstellung der grossen Gefässe und MR-Angiographie

2.1. Einleitung

Eine der ersten akzeptierten Anwendungen für die MRT stellte die Darstellung der grossen Gefässe des Thorax dar [55, 56]. Im Speziellen waren Untersuchungen der thorakalen Aorta die ersten Anwendungen von EKG-getriggerten Spinecho-(SE) Aufnahmen. Diese Sequenzen erlaubten schon früh eine akkurate Diagnosestellung von aortalen Aneurysmen, Aortendissektionen oder anderen Formen von erworbenen und angeborenen Aortenerkrankungen [57, 58]. Nach wie vor stellt die SE-Sequenz mit EKG-Triggerung die Basis der MR-Diagnostik von Aortenerkrankungen dar [59, 60, 61]. Obwohl auch die anderen grossen Thoraxgefässe inklusive Pulmonalarterien, systemischer und pulmonaler Venen adäquat mit den SE-Sequenzen dargestellt werden können [62], sind die Ergebnisse insgesamt weniger überzeugend im Vergleich zur Diagnose von Erkrankungen der Aorta. Dies ist zum einen durch die kompliziertere 3-dimensionale Geometrie, einen kleineren Gefässdurchmesser der Venen und zum anderen durch Artefakte bei langsamen oder „in-plane“ Fluss bedingt [63]. Die Darstellung der grossen Gefässe mit Hilfe von 2D-Techniken wird durch die Anwendung von Turbo Spinecho (TSE), „black-blood“ Sequenzen oder der MR-Angiographie (MRA) in Atemanhaltetechnik ohne oder mit Verwendung von Kontrastmittel deutlich verbessert und beschleunigt. Grundsätzlich kann die MR-Angiographie (MRA) aber auch gänzlich ohne Kontrastmittelanwendung mit guten Resultaten durchgeführt werden [62, 64, 65, 66]. Die räumliche Beziehung der Gefässmissbildungen zum umgebenden Weichteilgewebe lässt sich mit all diesen Sequenzen zuverlässig darstellen. Sollen zusätzlich auch Aussagen über die Gefässanatomie kleiner Gefässe, z.B. Segmentarterien der Pulmonalarterien, getroffen werden, sollten auf jeden Fall kontrastmittelgestützte MR-Angiographien (Abb. 2.1) durchgeführt werden [67, 68], die vergleichbare Ergebnisse wie die konventionelle biplane Angiographie liefern. Die Vorteile der MRA liegen auch gegenüber der konventionellen Angiographie in dem grossen „field of view“ (Gesichtsfeld), der Möglichkeit einer multiplanaren Reformatierung des Datensatzes mit Anfertigung von multiplen Schnitten und somit [Seite 43↓]der Möglichkeit auch komplizierte dreidimensionale Strukturen so darzustellen, wie es mit der konventionellen Angiographie nicht möglich ist.

Dieselben Ergebnisse können auch mit der CT-Angiographie erzielt werden, wobei aber in jedem Fall ein jodhaltiges Kontrastmittel appliziert werden muss. Während mit der MRA die Datenakquisition so erfolgen kann, dass sofort nach Datenakquisition und Rekonstruktion, z.B. eine komplette Darstellung der Aorta im Verlauf möglich ist, muss mit der CT, auch mit der seit ca. 2 Jahren in der klinischen Routine eingesetzten Mehrzeilen-CT (MDCT), erst eine multiplanare Reformatierung (MPR) und anschliessende Rekonstruktion erfolgen.

Abb. 2.1: MIP-Rekonstruktionen einer kontrastmittelgestützte MR-Angiographie der Pulmonalarterien in Atemanhaltetechnik durchgeführt.

Des Weiteren geht natürlich auch diese Untersuchung mit einer Strahlenexposition wie auch die konventionelle Angiographie einher. Im Vergleich zur Echokardiographie bietet die MRA den Vorteil, dass auch Strukturen dargestellt werden können, die sich in der Echokardiographie aufgrund von überlagernden Lungen- oder Knochenstrukturen, nicht darstellen lassen. Selbst mit der transösophagealen Echokardiographie (TEE) lassen sich nur die proximalen Pulmonalarterien, die mit der transthorakalen Echokardiographie häufig gar nicht darstellbar sind, visualisieren.


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2.2.  Sequenzen

2.2.1. Spinecho-Sequenzen

Nach wie vor stellen EKG-getriggerte 2D SE-Sequenzen die Grundlage der Bildgebung bei der Darstellung der grossen thorakalen Gefässe dar (Abb. 1.6 a). Diese Sequenzen bieten eine gute räumliche Auflösung und sind schon seit Jahren im Einsatz und haben sich für die Darstellung der Gefässe und Gefässanomalien bewährt. Nichts desto trotz weisen auch diese Sequenzen Limitationen auf. Zum einen dauert die Datenakquisition relativ lange, zum anderen müssen bei komplizierter dreidimensionaler Struktur Akquisitionen in mehreren Ebenen erfolgen. Insgesamt sind SE-Sequenzen sehr anfällig gegenüber Atemartefakten, was jedoch durch die Verwendung von Turbo-Spin Echo-Sequenzen minimiert werden kann [69]. Zusätzlich sind SE-Sequenzen anfällig gegenüber Artefakten durch langsames oder in der Schichtebene fliessendes Blut, was eventuell mit einem Thrombus oder einer anderen Gefässwandpathologie verwechselt werden kann.

2.2.2. Schnelle anatomische Darstellung

Zusätzlich zur Anwendung von TSE-Sequenzen (Kapitel 1.1) können auch andere schnelle Sequenzen in Atemanhaltetechnik verwendet werden. Diese besitzen jedoch nicht die hohe räumliche Auflösung wie die TSE-Sequenzen, so dass sie oft nicht vollständig für eine suffiziente anatomische Beurteilung ausreichen. Die hier am häufigsten verwendeten Sequenzen sind die HASTE (Half Fourier Single Shot Turbospin Echo) und die turboFLASH Sequenzen [70]. Da diese Sequenzen in Atemanhaltetechnik akquiriert werden, sind sie für die Anwendung bei Kindern häufig nicht verwendbar.


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2.2.3.  MR-Angiographie (MRA)

2.2.3.1. „time-of-flight“ MRA (TOF oder „inflow“ Angiographie)

Vor der Möglichkeit der Anwendung von kontrastmittelgestützten MR-Angiographien erfolgte die MRA mit Hilfe der Ausnutzung des „inflow“ Effektes (Kapitel 1.3). Für die grossen Gefässe ermöglicht diese Form der MRA eine hinreichend genaue Darstellung [65, 66] unter der Voraussetzung, dass eine EKG-Triggerung erfolgt und der Patient in der Lage ist, bis zu 10 Minuten absolut ruhig zu liegen. Das Basiskonzept der „inflow“ MRA beruht auf zwei Prinzipien [71] :

  1. Sättigung von stationärem Gewebe (im Untersuchungsvolumen)
  2. Verstärktes Signal durch voll magnetisierbares, ins Messvolumen einfliessendes Blut

Zu 1: Sättigung von stationärem Gewebe

Um einen Gefässbaum optimal darstellen zu können, sollte umgebendes stationäres Gewebe im Messvolumen möglichst kein Signal abgeben. Dies wird erreicht indem hintereinander mehrere Hochfrequenzimpulse (HF) auf das Messvolumen einstrahlen, so dass stationäres Gewebe möglichst kein Signal abgibt. Um dies zu erreichen, ist eine möglichst kurze Repetitionszeit (TR) zwischen den Hochfrequenz-impulsen notwendig, was am einfachsten durch die Verwendung von GE-Sequenzen erzielt wird. Typischerweise wird hierzu ein TR zwischen 25-30 ms verwendet. Man kann die Qualität der Sättigung allerdings verbessern, wenn man Sequenzen mit kleinerem TR (siehe Kapitel 6) verwendet. Zusätzlich kommt es bei den GE-Sequenzen nicht zu Signalverlusten durch Auswaschphänomene [7] zwischen Anregungs- und Refokussierungspuls wie bei SE-Techniken.

Zu 2: Kontrastverstärkung durch einfliessendes Blut

Wenn vollständig magnetisiertes, frisches, ungesättigtes Blut (d.h. Blut, welches noch durch keinen HF-Puls angeregt wurde) in das Messvolumen einfliesst, erzeugt es ein starkes MR-Signal, wenn es durch den ersten HF-Impuls angeregt wird. Der Kontrast wird noch dadurch verstärkt, dass das umgebende stationäre Gewebe zu [Seite 46↓]diesem Zeitpunkt bereits durch Vorpulse gesättigt ist. Der maximale „inflow“ Effekt wird erzielt, wenn das frisch einfliessende Blut nur einen HF-Impuls erfährt, während die Bildakquisition im untersuchten Messvolumen erfolgt. Sobald das Blut im Messvolumen durch mehr als einen HF-Impuls angeregt wird, setzen Sättigungseffekte ein, ähnlich denen, die dazu benutzt werden, um die Signale des die Gefässe umgebenden Gewebes zu unterdrücken. Unter folgenden Umständen erfährt das Blut im Messvolumen nur einen HF-Impuls:

v d / TR

Formel 8:

Hierbei ist v die Geschwindigkeitskomponente des Blutes senkrecht zum Messvolumen, TR die Repetitionszeit und d die „Schichtdicke“ in Abhängigkeit von der verwendeten Messtechnik:

2D:

d

=

Schichtdicke

3D (single slab):

d

=

Slabdicke

3D (multi slab):

d

=

Dicke jedes einzelnen Slab

Diese Beziehung gilt für jedes Pixel, in den Fällen, wo die Geschwindigkeit des Blutes über das Messvolumen variiert (wie bei parabolischem Flussprofilen). Im Falle eines pulsatilen Flusses repräsentiert v nicht einfach die Durchschnittsflussgeschwindigkeit, sondern gilt für jeden Punkt im Gefäss. Die Bedingungen der o.g. Gleichung sind am ehesten erfüllt, wenn der Fluss senkrecht zum Messvolumen verläuft. Da die Flussgeschwindigkeit im Gefäss nicht beeinflusst werden kann, müssen die anderen Parameter sorgfältig ausgewählt werden.

Die Repetitionszeit (TR) wird normalerweise so kurz wie am jeweiligen System möglich gewählt, da dann die Unterdrückung des Signals von stationärem Gewebe am grössten und die Messzeit am kürzesten ist. Nur in Ausnahmefällen, z.B. sehr langsamen Fluss, wird die TR erhöht. Die Schichtdicke hängt wie schon erwähnt von der Art der Akquisitionstechnik (2D oder 3D) ab, sollte aber in jedem Fall senkrecht zur Hauptflussrichtung verlaufen. Ein weiterer Faktor, der den „inflow“ Effekt beeinflusst ist der Flipwinkel. Dies ist insbesondere dann der Fall, wenn die o.g. [Seite 47↓]Bedingung nicht erfüllt ist. Generell sollte der Flipwinkel so hoch wie möglich gewählt werden (Kapitel 6 – 70°), was zu verstärktem „inflow“ Signal von schnell fliessendem Blut und besserer Hintergrundsignalunterdrückung führt. Für 2D Methoden ist die o.g. Bedingung in der Regel erfüllt, so dass ein grosser Flipwinkel, i.d.R. zwischen 50-70° gewählt wird. Theoretisch wäre auch ein Flipwinkel von 90° denkbar. Um jedoch Sättigungseffekte durch langsamen oder „in-plane“ Fluss (Fluss in der Messebene) ohne relevante Reduktion des Signal-Rausch-Verhältnisses zu erzielen, wird der maximal mögliche Flipwinkel reduziert. Bei der Verwendung von 3D-Methoden ist die o.g. Beziehung in der Regel nicht erfüllt, da das Messvolumen oder die Slabdicke meist mehrere Zentimeter beträgt. So regt der Hochfrequenzimpuls (HF) bei 3D-Akquisitionen das gesamte Messvolumen anstelle einer einzelnen Schicht bei 2D-Akquisition an. Die einzige Möglichkeit, um hierbei „through-plane“ Sättigungseffekte zu vermeiden ist eine deutliche Reduktion des Flipwinkels, in der Regel zwischen 15 und 20° [7].

2.2.3.2. Phasenkontrast-MRA

Bei der Phasenkontrastangiographie (PCA) wird die Phasenverschiebung des MR Signals, hervorgerufen durch fliessendes Blut, dazu herangezogen, Gefässe vom umgebenden Gewebe zu unterscheiden [72, 73]. Trotzdem beruhen die Phasenkontrasttechniken auch auf der Erneuerung von einfliessendem Blut in das Messvolumen, allerdings weniger stark im Vergleich zu den „inflow“ Techniken. Die verwendeten Pulssequenzen sind so designed, dass die gemessene Phasenverschiebung proportional zur Flussgeschwindigkeit des fliessenden Blutes ist [6]. Mit Hilfe der Phasenkontrasttechniken ist eine vollständige Unterdrückung des stationären Gewebes möglich, indem verschiedene Akquisitionen von flusskompensierten und flusssensitiven Bildern voneinander subtrahiert werden.

Des Weiteren erlaubt die Phasenkontrasttechnik auch kleine Gefässe mit sehr langsamen Fluss darzustellen. Durch eine flexible Einstellbarkeit der Sensitivität der Sequenz für verschiedene Flussgeschwindigkeiten (Venc=encoded velocity) und Flussrichtungen ist eine auf die jeweilige Fragestellung bezogene Anpassung der Sequenz möglich. Grundsätzlich kann die PCA sowohl für die rein morphologische als auch für die funktionelle Beurteilung (Flussgeschwindigkeit, Flussvolumen- Kapitel 1.3) eingesetzt werden. Sowohl funktionelle als auch morphologische Daten [Seite 48↓]können aus einer einzelnen PCA-Akquisition gewonnen werden. Die Vorgehensweisen unterscheiden sich für die rein morphologische und die funktionelle nur in der Form der Datenrekonstruktion. Im Prinzip sind vier verschiedene Rekonstruktionsalgorithmen möglich:

  1. ein konventionelles „anatomisches“ Magnitude-Bild oder Modulusbild, welches nur „inflow“ (Magnitude) Informationen und keine Phaseninformation enthält (Abb. 2.2 a).
  2. ein Magnitude-Bild, welches nur qualitative Flussinformationen enthält (PCA/M)
  3. bis zu 3 Phasenbilder (PCA/P), wobei jedes eine Komponente (in x-, y- oder z-Richtung) des Gesamtflussvektors enthält (Abb. 2.2 b)
  4. ein „speed“ Bild, welches die Amplitude des Flussvektors, aber keine Richtungsinformation enthält

Abb. 2.2: Verrechnung verschiedener Akquisitionen bei einer PCA (nach:Kouwenhoven [7])

Für die rein morphologische Darstellung der Gefässe wird in der Regel die Information aus der Differenz der Amplituden rekonstruiert. Hieraus kann dann mit [Seite 49↓]Hilfe einer Maximum Intensitäts Projektion (MIP) die Menge der rekonstruierten Daten auf ein rekonstruiertes Volumen in verschiedenen Projektionen reduziert werden. Des Weiteren sind die PCA/ M Bilder weniger anfällig gegenüber Signalverlusten durch Aliasing. Dieses Phänomen tritt in Analogie zum Dopplerverfahren auf, wenn die physikalische Flussgeschwindigkeit die eingestellte maximale Flussgeschwindigkeit (Venc = encoded velocity) übersteigt. Für die reine Bildgebung kann somit die Venc gering unterhalb der zu erwartenden maximalen Flussgeschwindigkeit liegen. Für die Quantifizierung (Kap.1.3) muss die Venc jedoch über der erwarteten maximalen Flussgeschwindigkeit im Gefäss eingestellt werden. In einer bestimmten Phase zu präzepitieren ist eine grundlegende Eigenschaft aller Spins. Flusssensitive Sequenzen können deshalb angewendet werden, weil sich bewegende Spins in einem Magnetfeld eine flussinduzierte Phasenverschiebung erfahren. Diese ist abhängig von der Stärke des Magnetfeldes und der Flussgeschwindigkeit der Spins. Aufgrund von Magnetfeldinhomogenitäten ist auch die Phase von stationärem Gewebe nie gleich null, weshalb eine Subtraktion verschiedener Bilder erfolgen muss. Die einfachste Methode solch ein Referenzbild zu erzeugen, ist die Akquisition eines flusskompensierten Bildes, in dem alle Spins (stationär oder bewegend) die gleiche Phase aufweisen. Ein wichtiger Aspekt der PCA ist der, dass die Messung für eine bestimmte Venc immer nur in einer Richtung erfolgen kann. Eine simultane Erfassung in mehreren Richtungen wie bei der „inflow“ Technik ist nicht möglich. Deshalb sind bei der PCA mindestens drei Akquisitionen, die orthogonal aufeinander stehen, für alle drei Raumrichtungen (Abb. 2.2) nötig. So sind für die Erzeugung eines PCA-Bildes zusammen vier Akquisitionen nötig, was die Messzeit im Vergleich zu „time-of-flight“ Angiographie deutlich verlängert. Trotzdem wird aufgrund der hervorragenden Unterdrückung des Hintergrundes für kleinere Scanvolumina die PCA verwendet.

2.2.3.3. Kontrastmittelverstärkte MRA

Obwohl bereits mit Hilfe der konventionellen und SE-Sequenzen in Atemanhaltetechnik die meisten Fehlbildungen der grossen Gefässe dargestellt werden können [70], gibt es Fälle, in denen die Gefässäste nicht suffizient dargestellt werden können oder Atemartefakte Details nicht ausreichend erkennen lassen. Zusätzlich sind manche Patienten nicht in der Lage, so lange still zu halten, bis eine [Seite 50↓]konventionelle „inflow“ MRA beendet ist. Für diese Patienten eignen sich kontrastmittelverstärkte MR-Angiographien mit oder ohne Atemanhaltetechnik [67, 68]. Die kontrastverstärkte 3D-MRA eignet sich sowohl zur Darstellung der thorakalen Aorta und des Pulmonalarterienhauptstammes als auch für die Darstellung der kleineren abgehenden Gefässe. Das hohe Signal, welches normalerweise durch den Einsatz des Kontrastmittels erzielt wird, eignet sich hervorragend für 3D-Rekonstruktionen. Aufgrund der Notwendigkeit einer sehr kurzen TR und TE, ist die Durchführung von 3D kontrastverstärkten MRA immer noch limitiert, insbesondere für Anwendungen in Atemanhaltetechnik [74]. Besondere Bedeutung für die Qualität der kontrastverstärkten MRA hat das richtige Timing des Kontrastmittelbolus. Insbesondere bei der Darstellung der Pulmonalarterien scheint die kontrastverstärkte MRA deutliche Vorteile gegenüber der konventionellen MRA zu besitzen. Der Einsatz ist insbesondere auch dann sinnvoll, wenn abnormale Gefässe sonst durch langsamen oder turbulenten Fluss maskiert werden (Abb.2.3).

Abb. 2.3: Kontrastmittelgestützte MRA nach korrigierter Fallotscher Tetralogie zeigt multiple periphere Stenosen und die ursprünglich hochgradige subvalvuläre Stenose ( grüner Pfeil ).


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22.09.2004