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4.  Einsatz eines Flussphantoms zur Evaluierung der flusssensitiven Sequenzen

Einleitung

Durch die im folgenden beschriebenen in-vitro Versuche am Flussphantom sollte die Messgenauigkeit der untersuchten Sequenz zur magnetresonanztomographischen Flussquantifizierung (PCA) sowie mögliche Einflussfaktoren auf das Messergebniss untersucht werden. Folgende Untersuchungen wurden durchgeführt:

Das hier verwandte Kreislaufmodell wurde in der Abteilung für experimentelle Chirurgie [114] an der Charité, Campus Virchow Klinikum entwickelt (Abb. 4.1). Es ist so konstruiert, dass es die hämodynamischen Bedingungen bezüglich Pulsatilität und Gefässdurchmesser der herznahen Gefässe simuliert. Die für die Flussmessung vorgesehenen Gefässsegmente hatten Innendurchmesser zwischen 0,23 und 1,2 cm. Mit Hilfe eines elektropneumatisch betriebenen Kunstherzen (Berlin-Heart®) wurden im entsprechenden Gefässsegment pulsatile Flüsse zwischen 60 und 90 Schlägen pro Minute und einem Flussvolumen zwischen 200 und 1040 ml pro Minute (entsprechend einer mittleren Flussgeschwindigkeit bei laminaren Flussbedingungen von 0,3 – 1,7 m/ s) erzeugt.


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Der erzeugte Druck lag bei einem erzeugten Schlagvolumen von 1000 ml/ min bei 120/ 40 mmHg. Bei einem Schlagvolumen von 300 ml/ min bei 48/ 16 mmHg.

Abb. 4.1: Schematisierte Darstellung des verwendeten MR-kompatiblen Flussphantom.

Das Flussprofil des Phantoms zeigte eine gewünschte Parabelform, entsprechend einem laminaren Flussprofil, welches die Voraussetzung für die Anwendbarkeit der hydrodynamischen Gleichungen (Kapitel 1.4), als auch für die Vergleichbarkeit der MR-Messungen (maximale Flussgeschwindigkeit in cm/s) und der Messungen mit der Transonic®-Dopplersonde im Flussphantom darstellt. Die Messungen der MR-Phasenkontrasttechnik wurden durch die Messungen mit der Dopplersonde (mit einem Messfehler von ± 2%) verifiziert.


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4.1.  Beschreibung des Flussphantoms

4.1.1. Bestandteile und Material

Das Flussphantom setzte sich aus einem Kreislaufsystem (Abb.4.1) mit zirkulierender Flüssigkeit, einem Antriebsaggregat und verschiedenen Messgeräten zusammen.

Kreislaufsystem:

Für die Simulation des Kreislaufsystems wurden unterschiedlich grosse, elastische Schläuche und Rohre aus verschiedenen Kunststoffen, um MR-Kompatibilität zu gewährleisten, verwendet. Das Schlauchsystem, in dem die MR- und Dopplervergleichsmessungen erfolgten wies folgende Charakteristika auf:

-

Länge

=

30

  

cm

-

Innendurchmesser

=

4.6

9.0

12.0

mm

-

Wanddicke

=

0.6

2.3

3.0

mm

-

Glasstenosemodell

=

40% und 75% Lumenreduktion

Simulation von moderaten und beträchtlichen Stenosen durch Einsatz von Glasröhrchen in einem Kollateralkreislauf

Antriebssysteme:

[Seite 62↓]Messgeräte:

Flüssigkeiten:

4.1.2. Aufbau und Handhabung

4.1.2.1. Kreislaufsystem

Das Flussphantom stellt ein geschlossenes Kreislaufsystem mit einem Antrieb dar, welcher entweder zur Erzeugung pulsatiler Flüsse aus einem Kunstherz (Berlin-Heart®) oder zur Erzeugung kontinuierlicher Flüsse aus einer Rollenpumpe bestand. Das Antriebssystem simuliert hierbei jeweils den linken Ventrikel, vorgeschaltete Drosseln erlauben eine Steuerung der Vorlast bzw. nachgeschaltete Filtersysteme eine Simulation und Regulation des peripheren Gefässwiderstands. Nachgeschaltete Gummischläuche, die in ihrer Elastizität verändert werden konnten, simulierten die Windkesselfunktion der Aorta. Um das gesamte geschlossene System luftfrei mit Flüssigkeit zu befüllen, waren genau 5 l notwendig. Die Zusammensetzung der Flüssigkeit bestand in der Mehrzahl der Experimente aus einem Gemisch von 100 ml Silicon-Antischaum-Emulsion und 4,9 l H2O. Diese Lösung wies zum einen ähnliche Fliesseigenschaften wie das menschliche Blut, als auch gute Dopplereigenschaften [Seite 63↓]auf. Als Gefäss für die eigentliche Flussmessung dient ein 30 cm langes, gerade ausgerichtetes Segment eines elastischen Kunststoffschlauches mit einer Wanddicke von 0,6 mm und einem Innendurchmesser von 4,6 mm. Für eine Messreihe wurde dieses Schlauchsystem durch Schläuche gleicher Länge und Materials, jedoch mit unterschiedlichen Innendurchmessern und Wanddicken, ausgetauscht. Die Umgebung des messrelevanten Gefässsegmentes bestand, um die Einbettung im Gewebe zu simulieren, aus einer 6 cm breiten, mit Wasser getränkten Zellstoffummantelung. Für die Flussmessungen im Bereich einer Stenose wurden zum Hauptkreislauf parallel geschaltete Glasröhrchen mit einer vordefinierten Lumenreduktion von 40% bzw. 75% plaziert. Im Gegensatz zu den Messungen ohne Stenosierung wurde hier ein offenes System verwendet und die durch die Stenose gelangenden Flussvolumina mit Hilfe eines nachgeschalteten Messzylinders validiert.

4.1.2.2. Rollenpumpe

Für die Erzeugung eines kontinuierlichen Flusses wurde eine Rollenpumpe 10F2272 (Fa. Stöckert, München) verwendet. Das eingesetzte Modell wird normalerweise zur Dialyse eingesetzt. Die Eichung der Förderleistung erfolgte mit Hilfe eines Messzylinders von 1,5 l Volumen mit einer Skalierung von 10 ml Einheiten über ein Zeitintervall von 30 Sekunden mit einer Messgenauigkeit von ± 2%.

Das Flussvolumen (ml/min) im Kreislaufmodell war somit bekannt. Die Förderleistung konnte manuell eingestellt und an einem digitalen Display abgelesen werden.

Elektropneumatisches Kunstherz (Berlin Heart ® )

Das Gesamtsystem bestand aus einer Pumpe und einem Antrieb, wie sie für den extrakorporalen linksventrikulären Ersatz eingesetzt wurde. Die Pumpe besitzt zwei passive Ventile, die den Blutstrom richten. Eine pneumatisch angetriebene Membran simuliert die linksventrikuläre Kontraktion. Die Antriebsmechanik bestand aus einem tragbaren mobilen System, welches in einem separaten Koffer in einer Kombination von Pumpmechanik und Elektronikeinheit gekoppelt war (Abb. 4.2).


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Abb. 4.2: Antriebs- und Steuereinheit des elektropneumatischen Kunstherzen (Berlin Heart®)

Die Pneumatikeinheit bestand aus einem DC-Motor, einem Kupplungsgehäuse und einem modifizierten Drehkolbenverdichter (Wankel, Berlin) mit einer pneumatischen Steckverbindung [114]. Die effektive Pumpleistung ist von verschiedenen einstellbaren Antriebsparametern abhängig. Diese sind die Schlagfrequenz, die relative Systolendauer sowie der systolische und diastolische Antriebsdruck. Das von der Pumpe erzeugte Flussvolumen (ml/min) wurde mit Hilfe einer Dopplersonde im messrelevanten Gefässabschnitt ermittelt, da die Pumpleistung von den peripheren Bedingungen des Kreislaufsystems wie Vor- und Nachlast, Viskosität der Flüssigkeit abhängig ist und nicht an der Pumpe selbst abgelesen werden konnte.

Der Gesamtwirkungsgrad dieses Systems betrug maximal 3,5% bei einem mittleren Aortendruck zwischen 100-120 mmHg in einem Frequenzbereich von 60 bis 90 Schlägen pro Minute. In diesem Bereich erzeugte das Antriebssystem [114] bei einer relativen Systolendauer von 40% und einem diastolischen Antriebsdruck von 15% die effektivste und gleichförmigste Pumpleistung. Bei dem verwendeten Antriebssystem war es wichtig, dass der diastolische Füllungsdruck ausreichend gross war, um nach jeder „Kontraktion“ der pneumatisch angetriebenen Membran wieder eine vollständige Füllung der Kammer zu gewährleisten. Das Schlagvolumen konnte mit diesen Parametern auf einen annähernd konstanten Wert von 15 ml eingestellt werden. Abweichungen von diesem Wert entstanden durch von der [Seite 65↓]Pumpmechanik nicht auszugleichenden Druck- und Strömungsunterschieden im System. Das mit diesen Parametern ermittelte mittlere Flussvolumen betrug 1051 ml/ min (Variationsbreite 10 ml/ min, SA 3) – (Abb.4.3). Die auf den Mittelwert der geförderten Flüsse bezogene Standardabweichung betrug drei. Dieses musste bei der Auswertung der MR-Flussmessungen am Flussphantom berücksichtigt werden.

Abb. 4.3: Darstellung der Variationsbreite (ca. 10 ml/min) der Förderleistung des Kunstherzen zur Erzeugung eines pulsatilen Flusses.

Die Parameter des Pumpensystems zusammengefasst:

(variabel, um bei entsprechender Schlagfrequenz je ein SV von 15 ml erzeugen zu können)

Das System wies Dichtigkeit bis zu einem Antriebsdruck von 300 mmHg auf.


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4.1.2.3.  Dopplersonde – Flowmeter

Alle Flussmessungen wurden mit einem „in-line“, d.h. in die messrelevante Gefässstrecke integriertes, Animal Research Flowmeter (T-206, Fa. Transonic Systems Inc., N.Y., USA) durchgeführt, um die Pumpleistung des Kunstherzen einzustellen und die MR-Phasenkontrast Flussmessungen validieren zu können. Die Sonde besass wie das messrelevante Gefässsegment einen Innendurchmesser von 4,6 mm und wurde im Gefässmodell in Serie geschaltet. Auf der Basis des Dopplerprinzips misst diese Sonde mit einem Senderkristall und zwei in definiertem Abstand angebrachten Signalwandlern das auf den Gefässquerschnitt gemittelte Flussvolumen in ml/min. Bei bekanntem Gefässquerschnitt, Abstand der Signalwandler voneinander und unter der Voraussetzung eines laminaren Flusses kann für jeden Punkt im Gefässquerschnitt die Flussgeschwindigkeit (cm/s) berechnet werden. Die Sonde war direkt mit einer Messeinheit verbunden, die die Werte auf einem analogen oder digitalen Display in ml/s anzeigte. Es wurde mit der voreingestellten mittleren Flusssensitivität und einem Tiefpassfilter von 10 Hz gemessen. Die Sendefrequenz der Ultraschallsonde betrug 3,6 MHz. Der Messbereich lag bei einem maximalen Flussvolumen von 1600 ml/ min.

4.1.2.4. Kalibrierung und Messgenauigkeit des Flowmeters

Mit einer in-situ Kalibrierung liegt die relative Messgenauigkeit des Flowmeter nach Angaben des Herstellers bei ± 2%. Um diese Genauigkeit zu erreichen, muss eine Anpassung (Kalibrierung) nach Einbau in die jeweilige Versuchsumgebung erfolgen. Folgende Parameter mussten dabei berücksichtigt werden:


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Trotz der Kalibrierung kam es zu Abweichungen der Dopplermessung zu den eingestellten Flusswerten der Rollenpumpe bei kontinuierlichem Fluss, die als Standard verwendet wurden. Der Abweichungsfaktor der Dopplermessung wurde deshalb durch zwei Versuchsreihen ermittelt, in denen die Messergebnisse des Flowmeters mit bekannten Flüssen verglichen wurden. Als bekannt wurden die von einer Rollenpumpe, die auf eine Fördergenauigkeit von ± 2% kalibriert war, erzeugten kontinuierlichen Flüsse angesehen.

Abb. 4.4: Vergleich der Messergebnisse der Dopplersonde mit denen von der Rollenpumpe geförderten Flussvolumina für den relevanten Messbereich zeigte eine gute Korrelation mit einer Tendenz zur Überschätzung des tatsächlichen Flusses durch die Dopplersonde.

Aus Abb. 4.4 wird deutlich, dass die Messwerte des Flowmeters über den tatsächlichen von der Rollenpumpe geförderten Flusswerten lagen. Die Überschätzung der tatsächlichen Flusswerte war jedoch im gesamten untersuchten Messbereich linear. Der systematische relative Fehler betrug 24%. Aus diesem Grund wurden im folgenden die gemessenen Dopplerwerte mit einem Korrekturfaktor Kf=0,77 multipliziert, um den von dem Antriebssystem erzeugten „tatsächlichen“ Fluss im messrelevanten Gefässsegment zu bestimmen:

tatsächlicher Fluss = gemessener Fluss x K f


[Seite 68↓]

Des Weiteren war das Flowmeter für Vollblut bei 37°C kalibriert. Messungen am Flussphantom sollten aus Praktikabilitätsgründen aber mit einer Blutersatzflüssigkeit bei Raumtemperatur erfolgen, die ähnliche visköse Eigenschaften und eine gute Echogenität für die Messungen mit der Dopplersonde aufwies. Aufgrund theoretischer Überlegungen [30] müssten die bei 20° mit Wasser ermittelten Werte aufgrund unterschiedlicher Laufzeiten und Absorptionsquoten des Ultraschalls in unterschiedlichen Medien mit einem Umrechnungsfaktor von k = 1,117 multipliziert werden, um den Werten von Vollblut zu entsprechen. Um die Dopplereigenschaften der verwendeten Flüssigkeit zu verbessern wurde zunächst ein Signalverstärker (Levovist®, Fa. Schering, Berlin, Deutschland) eingesetzt, der aus D-Galaktose-Palmitinsäure besteht und beim Auflösen für einige Minuten Gasbläschen entstehen lässt, die die Ultraschallwellen ähnlich wie Erythrozyten oder andere Blutbestandteile gut reflektieren [23, 115]. Da dieser Effekt jedoch nur für wenige Minuten anhielt wurde eine Silicon-Antischaum-Emulsion (100ml / 5l H2O) verwendet, die diesen Effekt dauerhaft erzeugte und die Viskosität der Flüssigkeit der von Vollblut annäherte. Abb. 4.5 verdeutlicht, welchen Einfluss die verschiedenen verwendeten Flüssigkeiten auf das gemessene Flussvolumen haben. Der relative systematische Fehler zwischen der Flussmessung mit Vollblut und der mit der Silicon-Antischaum-Emulsion lag bei 3% und wurde in den o.g. Korrekturfaktor mit berücksichtigt.

Abb. 4.5: Einfluss verschiedener Flüssigkeiten auf den gemessenen Fluss im Flussphantom.


[Seite 69↓]

4.1.2.5.  Magnetresonanztomograph

Die MR-Flussmessung wurde an einem 1,5 Tesla Gerät (Gyroscan ACS NT, Philips, Best, Niederlande) durchgeführt. Die Akquisitionsparameter wurden bereits in Abschnitt 1.2 beschrieben. Die retrospektive Triggerung am Kreislaufphantom wurde mit einem peripheren Pulsabnehmer durchgeführt. Dieser wurde an dem elastischen Gefässsegment des Phantoms plaziert, welches den „Windkessel“ simulierte. Um für die Triggerung der MR-Flussmessung eine ausreichend kräftige Pulswelle zu erzeugen, musste das Kunstherz ein Flussvolumen von mindestens 900 ml/min erzeugen. Für den von der Rollenpumpe erzeugten kontinuierlichen Fluss war keine Triggerung der MR-Flussmessung erforderlich. Die MR Flussmessung erfolgte an der selben Stelle wie die Dopplermessung. Die Dopplersonde wurde vor der MR-Flussmessung entfernt, da sie nur bedingt MR-kompatibel war. Hier sei noch einmal darauf hingewiesen, dass mit der MR-Phasenkontrasttechnik physikalisch gesehen kein Flussvolumen (ml/s), sondern eine Flussgeschwindigkeit (cm/s) gemessen wird, aus der dann das Flussvolumen berechnet werden kann.

4.1.2.6. Druckverstärker

Zur Druckmessung wurde eine Drucksonde vom Typ Micron (BMT, Deutschland) verwendet. Bei dieser Sonde wird mittels eines Signalwandlers mechanische in elektrische Energie umgewandelt. Die gemessenen Druckwerte wurden über einen Druckverstärker verstärkt und anschliessend mittels eines analogen Schreibers aufgezeichnet. Der Druckaufnehmer wurde in Höhe des messrelevanten Gefässsegmentes plaziert.

Beziehung zwischen Flussvolumen (ml/s) und Flussgeschwindigkeit (cm/s)

Wie bereits dargestellt wurden die hydrodynamischen Verhältnisse des Flussphantoms mit zwei unterschiedlichen Messverfahren erfasst. Zum einen dopplersonographisch mit dem Transonic®-Flowmeter, welches das mittlere Flussvolumen unabhängig von Flussprofilen in ml/s misst, zum anderen die MR-Phasenkontrasttechnik, bei der aufgrund der (Kapitel 1.4) Linearität zwischen Phasenverschiebung und Flussgeschwindigkeit die mittlere Flussgeschwindigkeit in [Seite 70↓]cm/s in jedem Pixel angegeben wird. Diese beiden Charakteristika eines durchströmten Lumen können ineinander überführt werden.

Voraussetzung hierfür ist eine genaue Kenntnis der vorherrschenden Strömungsform (laminar, turbulent bzw. Übergangsformen). Hierzu müssen folgende Parameter des Flussphantoms zur Messung bekannt sein.

(eine absolut pulsfreie Antriebsform gibt es nicht. Bei der Rollenpumpe muss unter anderem die Pulsfrequenz der Rollenmechanik berücksichtigt werden)


[Seite 71↓]

Bezieht man diese Einflussfaktoren in die Berechnung mit ein, zeigt sich, dass das Flussmodell im messrelevanten Gefässsegment in den genannten Messbereichen eine laminare Strömung im Übergang zu turbulenten Fluss erzeugt, das Flussprofil ist parabelförmig, die im Kapitel 1.4 beschriebenen Gleichungen dürfen angewendet werden. Für die mathematische Beziehung zwischen Flussvolumen und Flussgeschwindigkeit gilt:

Q = A v mean

Q = A k v max

v mean = k v max

Legende:

A

=

Gefässquerschnittsfläche (mm²)

A

=

π r ² = π D ² / 4

D

=

Gefässdiameter (mm) - hier: 4,6 mm

Q

=

Flusszeitvolumen (ml/s) – Messwert des Flowmeter

v mean

=

mittlere Flussgeschwindigkeit in cm/s

v max

=

maximale Flussgeschwindigkeit in cm/s

k

=

Strömungsfaktor k

k im Flussphantom

0.666

 
  

rein laminare Strömung

k laminar

0.5

 
  

rein turbulente Strömung

k turbulent

0.8

 

Die Grösse des Strömungsfaktors k richtet sich dabei nach der im Gefäss vorherrschenden Strömungsform. Für ein rein laminares Strömungsprofil betrüge er 0.5, für eine turbulente Strömung 0.8. Nach Auswertung der Daten des Flussphantom wurde vom Institut für Hydromechanik der Technischen Universität Berlin ein k-Faktor von 0.666 ermittelt.


[Seite 72↓]

4.2.  Evaluierung der Flussmessung zur Bestimmung der maximalen Flussgeschwindigkeit.

4.2.1. Einleitung

Bei allen Versuchen wurde mit der in Abschnitt 1.3 beschriebenen Phasenkontrasttechnik gemessen. Der tatsächliche Fluss wurde dopplersonographisch mit dem Transonic® - Flowmeter ermittelt. Das für die Flussmessungen relevante Gefässsegment hatte einen Innendurchmesser von 4.6 mm. Die verwendete Flüssigkeit war in allen Fällen eine Suspension aus 100 ml Silicon-Antischaum-Emulsion auf 5 l reines H2O. Mit Ausnahme der ersten Versuchsreihe 4.2.2 erfolgten alle Messungen mit pulsatilen Flüssen. Da die in der MRT ermittelten Werte für das Flussvolumen (ml/s) aus den Werten für die Flussgeschwindigkeiten im Voxel errechnet werden, wurde als Untersuchungsparameter in allen folgenden Versuchen mit dem Flussphantom die Flussgeschwindigkeit (cm/ s) gewählt.

4.2.2. Bestimmung der Messgenauigkeit der MR-Flussmessung in Phasenkontrasttechnik bei einem kontinuierlichen Fluss

Es sollte zunächst die angewendete MR-Phasenkontrasttechnik an einem kontinuierlichen Fluss erfasst werden, weil hier keine zusätzlichen die Messung limitierende Faktoren wie EKG-Ableitung und zeitliche Auflösung der Messsequenz berücksichtigt werden mussten, um tatsächlich auch die maximale Flussge-schwindigkeit in der Zyklusphase zu erfassen. Bei einem kontinuierlichen Fluss ist das Flussprofil zu jedem Zeitpunkt gleich.

Von der Rollenpumpe wurden hierfür Flüsse zwischen 100 bis 1500 ml/min, zunächst in 200 ml Schritten, ab 900 ml/ min in 150 ml Schritten erzeugt. Die drei Werte für den Fluss, die Förderleistung der Rollenpumpe und die dopplersonographischen- bzw. MR-Messwerte wurden in jeweils drei Messreihen ermittelt. Anschliessend wurden ihre Mittelwerte gegeneinander aufgetragen und miteinander verglichen.


[Seite 73↓]

Abb. 4.6: Der Vergleich der Messwerte der MR-Flussmessung mit denen der Dopplermessung und den an der Rollenpumpe eingestellten Werten zeigt insgesamt eine gute Korrelation mit geringer Tendenz zur Unterschätzung durch das MR.

Ergebnisse

Die Messwerte der MR-Flussmessung in Phasenkontrasttechnik lagen unterhalb derer des tatsächlichen Flusses. Die Flussgeschwindigkeit wurde über den gesamten Messbereich unterschätzt. So betrug die relative Abweichung gegenüber den Werten der Rollenpumpe annähernd konstant 3,3 % und gegenüber den dopplersonographisch ermittelten Werten 3,8 %. Diese lineare Verschiebung der Messergebnisse lässt einen systembedingten Fehler vermuten. Unabhängig von den Messverfahren konnte ein Korrelationskoeffizient von jeweils r=0.99 bestimmt werden. Die Standardabweichung der MRT Messwerte um ihren Mittelwert betrug 1.

4.2.3. Bestimmung der Messgenauigkeit der MR Flussmessung in Phasenkontrasttechnik bei einem pulsatilen Fluss

Es konnte gezeigt werden [116], dass die Anzahl der rekonstruierten Bildphasen einen Einfluss auf die Messgenauigkeit der MR-Flussmessung hat (Abb. 4.7).


[Seite 74↓]

Abb. 4.7: Schematische Darstellung des möglichen Einflusses der Wahl der Akquisitionsphasen pro RR-Intervall auf die gemessenen maximale arterielle Flussgeschwindigkeit

Bei einer zu geringen Anzahl in Bezug auf die Herzfrequenz kam es zu einer signifikanten Unterschätzung der Flussgeschwindigkeit. Im folgenden Versuch sollte überprüft werden, ob mit 13 Bildphasen (Bildakquisitionen pro Herzzyklus), einer minimalen Repetitionszeit [117] und einer Messzeit von 4 Minuten, hinreichend genaue Messergebnisse in einem Frequenzbereich zwischen 60 und 90 Schlägen pro Minute zu erzielen sind. Hierzu wurde die Schlagfrequenz und mit ihr die Förderleistung der Pumpe schrittweise erhöht, so dass jeweils ein Schlagvolumen von 15 ml gefördert wurde. Durch eine so definierte Voreinstellung war gewährleistet, dass reproduzierbar homogene Flüsse erzeugt werden konnten. Die Pumpleistung wurde jeweils durch Messungen mit der Dopplersonde verifiziert und betrug:


[Seite 75↓]

Ergebnisse

Die Ergebnisse dieser Versuchsreihe stimmen im wesentlichen mit denen überein, die zur Analyse der Messgenauigkeit eines kontinuierlichen Flusses erzielt wurden. Die Messwerte der MR-Flussmessung bewegten sich linear verschoben unterhalb des tatsächlichen Flusses. Mit 7% lag die Unterschätzung des tatsächlichen Flusses erwartungsgemäss höher als beim Vorversuch. Die Messgenauigkeit war über die verschiedenen Pulsfrequenzen weitestgehend gleich. Allerdings nahm die Streuung der Messwerte mit steigender Frequenzzahl zu. Die Standardabweichung der relativen Messfehler, bezogen auf den tatsächlichen Fluss, stieg von 1 für 60 Schläge/ Minute auf 3 für 90 Schläge/ Minute. Sie lag jedoch im arithmetischen Mittel mit 2,25 innerhalb der Standardabweichung der Förderleistung des elektro-pneumatischen Kunstherzen. Die Flussunterschätzung mit der MRT liegt bei Messungen mit pulsatilem Fluss und der verwendeten Sequenz und zeitlichen Auflösung zwischen 3 und 7%.

Zusammengefasst werden noch einmal die prozentualen Fehler der einzelnen Messsysteme für die untersuchten Messbereiche:


[Seite 76↓]

4.2.4.  Simulation von Einflussfaktoren

4.2.4.1. Fehleinstellung zwischen physikalischer und phasenkodierter Flussrichtung: Messungen am Phantom und an Probanden

Für eine quantitative Flussbestimmung ist es wichtig, den Schichtauswahlgradienten (phasenkodierte Flussrichtung) orthogonal zur physikalischen Flussrichtung [7, 117] im betreffenden Gefäss zu schalten, um so Signalverluste zu vermeiden. Kommt es zu Abweichungen, kann die Beziehung zwischen dem tatsächlichen und dem gemessenen Fluss wiedergegeben werden mit:

F meas = F true cos

Formel 9 :

Das Problem, die Flussrichtung in einem Gefäss durch eine zweidimensionale Abbildung korrekt einzuschätzen ist häufig aufgrund der komplexen Geometrie von Gefässen (siehe Kapitel 6) nicht möglich. Es empfiehlt sich daher neben einer exakten Lokalisation des Gefässes durch einen 3-Ebenen-Scout auch „in-plane“, d.h. im Gefässverlauf, eine Flussmessung durchzuführen, um die Flussrichtung des Hauptflussvektors zu erfassen. Mit diesen Mitteln ist es möglich, den Schichtauswahlgradienten in seinen drei Orientierungen (x, y, z) der Ausrichtung des Gefässsegmentes anzupassen und somit den Schnittwinkel in den meisten Fällen bei annähernd 90° zu halten. Bei einer komplexen Anatomie, wie sie bei angeborenen Herzfehlern häufig vorhanden ist, sind Abweichungen jedoch nicht immer zu vermeiden. Aus diesem Grunde sollten die Auswirkungen auf die Messgenauigkeit untersucht werden, die entsteht, wenn der Schichtauswahlgradient zur physikalischen Flussrichtung um 10°, 20°, 30° und 45° abweichend geschaltet wird. Die Messungen erfolgten bei verschiedenen Flussgeschwindigkeit zwischen 90 und 200 cm/s. Abb. 4.8 zeigt schematisch die ideale Position der „through-plane“-Flussmessung in einem Winkel von 90° zur Hauptflussrichtung. Zusätzlich erfolgten hierzu noch Flussmessungen an vier gesunden Probanden. Das mittlere Alter der Probanden betrug 26 Jahre. Die Flussmessung erfolgte in Höhe der Aorta [Seite 77↓]deszendens mit einem Winkel, der um 30° von der idealen phasenkodierten Flussrichtung abwich.

Abb. 4.8: Schematisierte Versuchsanordnung für die Untersuchung der Einflussfaktoren des Messwinkels auf die gemessene Flussgeschwindigkeit.

Ergebnisse

Die Genauigkeit der Messergebnisse blieb bis zu einem abweichenden Winkel der phasenkodierten Flussrichtung (der „through-plane“ Orientierung) von 20° nahezu unverändert gegenüber einem Schichtselektionsgradienten, der ideal orthogonal zur Hauptflussrichtung im 90°-Winkel positioniert wurde. Es fand sich eine gute Korrelation der Messwerte mit dem tatsächlichen Fluss (r²=0,98), die Streuung der Messwerte war gering. Der relative Fehler lag bei 3% und damit vernachlässigbar klein (ca. 0,03-0,06 m/s). Grössere Auswirkungen hingegen auf den Messfehler hatte eine Fehlpositionierung der „through-plane“ Schicht >20°. Die lineare Regressionsanalyse zeigte zwar weiterhin eine gute Korrelation der Messwerte zu den tatsächlichen Flusswerten (r²=0,92), die Flussgeschwindigkeit wurde allerdings signifikant unterschätzt, bei einer maximalen Abweichung von 45° bis zu 25%. Des weiteren nahm die Streuung der Messwerte zu. Die Standardabweichung der relativen Messfehler war mit Werten von 4 (für 30°) und 11 (für 45°) gegenüber korrekt durchgeführten Flussmessungen deutliche erhöht. Die Ergebnisse der Flussmessungen, welche an den vier gesunden Probanden durchgeführt wurden zeigten ein ähnliches Ergebnis. So lagen die mit einem von der Optimalpositionierung um 30° abweichenden Winkel gemessenen [Seite 78↓]Flussgeschwindigkeiten um 9% bis 17% unter den Messwerten mit optimaler orthogonaler Positionierung der „through-plane“-Schicht.

4.2.4.2. Auswirkungen der Fehleinstellung zwischen tatsächlicher maximaler Flussgeschwindigkeit und erwarteter maximaler Flussgeschwindigkeit (Venc = encoded velocity)

Mit Hilfe der Bernoulli-Gleichung kann aus den in der Dopplersonographie oder der MR-Phasenkontrasttechnik gemessenen Flussgeschwindigkeiten ein Druckgradient über einer Stenose als Ausdruck des Schweregrades abgeschätzt werden. Dabei entstehen an Stenosen z.T. extrem hohe maximale Flussgeschwindigkeiten. Für eine genaue quantitative Flussmessung muss die maximal zu erwartende Fluss-geschwindigkeit vorgegeben werden, da die Flussrichtung und die Flussgeschwindigkeit nur dann anhand der Phasenverschiebung kodiert werden können, wenn die zu erwartenden Werte im Bogenmass auf 360° abgebildet werden können.

Überschreitet der tatsächliche Wert den eingestellten Messbereich, so ist die Flussrichtung nicht mehr eindeutig definiert, es kommt zum Phänomen des Aliasing oder phase-wrap (Abb.1.6). Ist der Messbereich deutlich zu gross eingestellt, z.B. bei niedrigen Flüssen im Niederdrucksystem, kann es zu einer signifikanten Verringerung der Signalintensität und damit zu deutlicher Unterschätzung der Flussgeschwindigkeit oder des Flussvolumen kommen [26, 118]. Der Einfluss, den eine gegenüber der tatsächlichen Flussgeschwindigkeit erhöhte oder erniedrigte phasenkodierte Flussgeschwindigkeit auf die Messgenauigkeit und die Signalintensität im PCA/M (Modulus- oder Magnitudebild) und PCA/P (Phasenbild) –Bild hat, sollte hier überprüft werden. Abb. 4.9 zeigt, welchen Effekt eine deutlich über dem tatsächlichen maximalen Fluss eingestellte Venc auf die gemessene Geschwindigkeit in der MR-Flussmessung hat.


[Seite 79↓]

Abb. 4.9: Einfluss einer deutlich über dem tatsächlichen Fluss liegenden Venc (cm/s) auf die im MRT gemessene Flussgeschwindigkeit. Es zeigt sich eine maximale Abweichung der gemessenen Flussgeschwindigkeit von 4%, was im Rahmen der Variabilität des Schlagvolumens des elektropneumatischen Kunstherzen liegt.

In den durchgeführten Versuchen überschritt die Venc die tatsächliche um einen Betrag zwischen 35% und 850%. Auch bei einer extremen Überhöhung der Venc für die maximal erwartete Flussgeschwindigkeit auf das 8,5 fache der tatsächlichen Flussgeschwindigkeit konnte keine Auswirkung auf die Signalintensität der MR-Flussmessung festgestellt werden. Es wurde ein hoher Korrelationskoeffizient von 0.98 gefunden, der die gute Übereinstimmung zwischen dem gemessenen und dem tatsächlichen Fluss wiedergibt. Die Streuung war mit einer Standardabweichung von maximal 3 ebenfalls gering.

Die Resultate der quantitativen Flussbestimmung bei einer zu niedrig vorgewählten Venc zeigten bereits bei gering zu niedrig eingestelltem Wert ein „Aliasing“ oder „phase wrap“ (Abb. 1.6). Die Vorgabe der Venc lag dabei zwischen 2% bis 97,5% unter der tatsächlichen maximalen Flussgeschwindigkeit von 200 cm/s. Alle Messungen erfolgten mit einer konstanten Pulsfrequenz von 80/min.

4.2.4.3. Einfluss unterschiedlicher Gefässdurchmesser

Bei den bisher beschriebenen Flussmessungen am Phantom wurden diese an einem Gefässsegment mit einem Innenradius von 0,23 cm durchgeführt. Unter solchen Bedingungen ist das Auftreten der im Kapitel 1.4 beschriebenen Partialvolumeneffekte wahrscheinlich. Zur Überprüfung wurden Messreihen an Gefässsegmenten mit drei unterschiedlichen Oberflächeninnendurchmessern erstellt. [Seite 80↓]Die Kunstherzpumpe war so eingestellt, dass bei einer Schlagfrequenz von 80 Hz innerhalb eines Gefässsegmentes mit einem Innenradius von r1 = 0,23 cm dopplersonographisch ein Fluss von 135 cm/s (bzw. 15 ml/s) bestimmt wurde. Dieser entsprach unter Berücksichtigung des systembedingten Fehlers von 3,8% einem MR-Flussmesswert von 131 cm/s. Der Fluss wurde anschliessend durch zwei weitere Gefässsegmente geleitet, eines mit einem Innenradius von r2 = 0,45 cm, das andere mit einem Innenradius von r3 = 0,6 cm.

Entsprechend dem Kontinuitätsgesetz (A1/A2 V2/V1), sind folgende Flüsse für die angesprochenen Gefässsegmente zu erwarten:

- r1 = 0,23 cm => Vmax1 = 131cm/s
-r2 = 0,45 cm => Vmax2 = 35,3 cm/s
- r3 = 0,6 cm => Vmax3 = 19,8 cm/s

Die Ergebnisse dieser Messreihe sind in Abbildung 4.10 dargestellt. Es wurden hierfür jeweils zwei Messungen vor und hinter dem vergrösserten Gefässsegment durchgeführt. Innerhalb des vergrösserten Segmentes erfolgten drei Messungen.

Abb. 4.10: Schematische Darstellung des Versuchsaufbau. Die Messungen erfolgten jeweils ausserhalb des durch Gefässquerschnittsänderung verursachten turbulenten Strömungsbereiches

[Seite 81↓]Ergebnisse

Die Messgenauigkeit wurde durch unterschiedliche Gefässlumina nicht beeinflusst. Es kam zu keinerlei Signalverminderung aufgrund von Partialvolumeneffekten. Sämtliche Ergebnisse entsprachen den Annahmen nach hydrodynamischen Regeln. Die Streuung der Messwerte war gering (Abb. 4.11).

Abb. 4.11: : Ergebnisse der Flussmessungen bei drei unterschiedlichen Gefässinnendurchmessern. Im untersuchten Messbereich fanden sich keine Signalreduktionen aufgrund von Partialvolumeneffekten. Die Abweichungen vom tatsächlichen Fluss waren gering.

4.2.4.4. Flussmessungen im Bereich von Stenosen

In diesem Versuch sollte das Messverhalten der flusssensitiven GE-Sequenz in Gefässabschnitten dokumentiert werden, die klinisch bedeutsame Stenosen simulieren. In das Flussphantom wurden zu diesem Zweck Glasröhrchen installiert, in denen Stenosen unterschiedlicher Ausmasses und Länge eingelassen waren. Diese Stenosen befanden sich in einem Gefässbereich parallel zum Hauptgefäss und endeten offen in einem Messzylinder. Das Ablesen der Messskala des Messzylinders über ein definiertes Zeitintervall erlaubte den Vergleich der Durchflussvolumina mit den MR-Messdaten. Eine Volumenflussmessung mit dem Messzylinder ist jedoch vor allem bei kleinen Flussvolumina stark fehlerbehaftet. Die Ausliterung wurde daher mit einem gegenüber der MR-Messung um 5% erhöhten systolischen Antriebsdruck des Kunstherzen durchgeführt, um das Zeitintervall und somit den Fehler möglichst klein zu halten. Aus technischen Gründen konnten die MR-Messungen nicht zeitgleich mit [Seite 82↓]der Ausliterung erfolgen. Eine verlässlichere Aussage über die Messgenauigkeit der MRT lässt sich mit einer hydrodynamischen Berechnung machen. Nach dem Kontinuitätsgesetz wird in dem stenotischen Bereich eines Gefässes eine Flussbeschleunigung erwartet, die dem Grad der Gefässverengung proportional ist. Die prästenotischen Messungen durften nach den bisherigen Versuchsergebnissen als valide angenommen werden. Insgesamt erfolgten Messungen an vier unterschiedlichen Stenosetypen:

Die Messungen wurden prä- und intrastenotisch durchgeführt. Der prästenotische Gefässquerschnitt hatte einen Oberflächeninnendurchmesser von 0,15 cm. Um das Auffinden des stenotischen Gefässbereiches mit Hilfe einer höheren Auflösung zu erleichtern, wurden für die höhere Matrix ein kleineres „field of view“ (FOV) gewählt.

Diese Umstellung hatte keinen Einfluss auf die Messergebnisse. Testweise wurden Messungen mit einem unveränderten FOV und RFOV durchgeführt. Die mit beiden Techniken registrierten Flussgeschwindigkeiten wichen nicht voneinander ab.

Ergebnisse

Reproduzierbare Flussmessungen konnten an allen Stenosetypen durchgeführt werden. Die Werte liessen sich trotz turbulenter Bereiche und des Phänomens einer partiellen Flussumkehr innerhalb der 75%igen Stenose eindeutig bestimmen. Die Ergebnisse sind in Tabelle 4.1 dargestellt. Die Messwerte entsprachen weitestgehend den hydrodynamischen Voraussagen. Es wurde eine zum Grad der Gefässveränderung proportionale Flussbeschleunigung innerhalb des intra-[Seite 83↓]stenotischen Bereiches nachgewiesen. Der Fluss war bei der 75%igen Stenose gegenüber der 45%igen Stenose verringert. Die Flussgeschwindigkeit war zudem in dem 5 cm langen Stenosesegment gegenüber der nur 0,5 cm langen Stenose um 30-45% erniedrigt. Die hydrodynamische Erklärung hierfür ist nicht eindeutig. Die in Kapitel 1.4 beschriebenen Phänomene der laminaren Flussumkehr und der reversen Flussseparation dürften sich allerdings bei einem längeren Stenosesegment deutlicher ausbilden als bei einem kurzen und somit zu einer ausgeprägteren Reduzierung der Flussgeschwindigkeit führen. Die Werte der magnetresonanz-tomographischen prästenotischen Flussmessung gleichen weitestgehend den Werten der poststenotisch durchgeführten Ausliterung. Die MR-Messwerte lagen um 3 bis 8,5% unterhalb derer der Ausliterung. Diese insgesamt geringe Abweichung kann auf zwei mögliche Ursachen zurückgeführt werden. Zum einen auf eine fehlerhafte Ausliterung, da hier der systolische Antriebsdruck um 5% höher lag als bei der MR-Messung, zum anderen auf die tendenzielle Unterschätzung des wahren Flusses bei MR-Messungen um bis zu 7%. Die Annahme, dass es sich hierbei um einen systembedingten Fehler handelt, wird durch die hohe Übereinstimmung der relativen Veränderungen der beiden angewandten Messverfahren unterstrichen.

Tabelle 4.1:

 

Prästenotische

intrastenotische

intrastenotische

Poststen. Ausliterung

 

MRT-Messung

MRT-Messung

Flussbeschleunigung

(Abweichung zur MRT

   

in %

Messung in %

Stenoselänge 5,0 cm

46,0 cm/s

75,0 cm/s

38%

48,9 cm/s (6,0 %)

40%ige Stenose

12,7 cm/s

56,0 cm/s

76%

13,0 cm/s (3,3 %)

75%ige Stenose

    
     

Stenoselänge 0,5 cm

    

40%ige Stenose

75,0 cm/s

119,0 cm/s

37%

82,0 cm/s (8,5 %)

75%ige Stenose

16,5 cm/s

80,0 cm/s

79%

17,0 cm/ s (3 %)


[Seite 84↓]

4.3.  Reproduzierbarkeit der Ergebnisse

Bei kontinuierlichem Fluss betrug die maximale Abweichung der Messwerte vom Mittelwert 0,7 %, im Sinne einer guten Reproduzierbarkeit und zwar unabhängig von der vorherrschenden maximalen Flussgeschwindigkeit (Abb. 4.12 - 4.15).

Abb. 4.12: : Ergebnisse von n=9 Messungen der Spitzenflussgeschwindigkeit in der MR-Flussmessung bei einem kontinuierlichen Fluss von 15 ml/s zeigt eine gute Übereinstimmung der Messwerte.

Abb. 4.13: : Ergebnisse von n=8 Messungen der Spitzenflussgeschwindigkeit in der MR-Flussmessung bei einem kontinuierlichen Fluss von 25 ml/s zeigt eine gute Übereinstimmung der Messwerte.


[Seite 85↓]

Abb. 4.14: „Limits of agreement“ der MR-Ergebnisse (jeweils 5-malige Wiederholung der Messung) der Spitzenflussgeschwindigkeiten im Vergleich zur Dopplermessung bei 4 verschiedenen Geschwindigkeitsstufen. Bei den ersten Werten zeigen sich nur 4 Messpunkte wegen Überlappung zweier Ergebnisse.

Abb. 4.15: Reproduzierbarkeit der Bestimmung der maximalen Flussgeschwindigkeit (cm/s) im Flussphantom mit der MR-Flussmessung bei verschiedenen Förderleistungen des Berlin-Heart.


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4.4.  Diskussion

Messgenauigkeit der dopplersonographischen Flussmessungen

Ziel dieser Untersuchung am Flussphantom war es, eine flusssensitive MR-Technik für die Bestimmung von Druckgradienten über stenotischen Gefässabschnitten oder zur Evaluation von Flussvolumina zur Ermittlung von Regurgitationsvolumina etc. zu evaluieren. Diese sollte dann bei der Verlaufskontrolle von angeborenen Herzfehlern als eine nichtinvasive Methode zur Quantifizierung von Stenosen und Insuffizienzen Anwendung finden. Obwohl die Dopplerechokardiographie eine sichere, kostengünstige und in der Regel zuverlässige Methode zur Bestimmung von Druckgradienten darstellt, finden sich nicht selten Umstände, die ihren Einsatz limitieren [119, 120, 121, 122, 123]. Eine genaue Bestimmung der maximalen Flussgeschwindigkeit ist nur möglich, wenn das Messvolumen exakt im Jet des Blutflusses plaziert ist. Des weiteren muss der Winkel zwischen Schallstrahl und Jet möglichst genau eingeschätzt werden. Die kritische Grenze liegt bei einer Abweichung von 20° [32]. Je nach maximaler Flussgeschwindigkeit liegt der Fehler zwischen 5 und 11%. Nicht nur das Auffinden des richtigen Schallfensters zur Detektion der Hauptrichtung eines Stenosejets bereitet häufig Schwierigkeiten. Fehlpositionierungen des Schallkopfes mit abweichenden Winkeln können allein durch die Bewegung des Herzens und der Aorta während der Systole hervorgerufen werden. In zahlreichen Arbeiten wurden Einflussfaktoren auf die Messgenauigkeit der Dopplersonographie zur Bestimmung von Druckgradienten über Stenosen unterschiedlicher Morphologie untersucht [124, 125, 126]. Sowohl der Grad als auch die Form von Stenosen beeinflussen die Messgenauigkeit. Bei dreieckigen Stenoseformen wurde ab einer Fläche von weniger als 78,5 mm² und bei runden Stenoseformen ab einer Fläche von weniger als 50,2 mm² eine signifikant zu niedrige Flussgeschwindigkeit registriert. Bei Stenosegraden mit Flächen oberhalb der genannten ergaben sich jedoch gute Korrelationen zu den invasiv ermittelten.

Die Korrelation für simultane Messungen des „peak-to-peak“ Gradienten mit dem Herzkatheter und der Dopplersonographie bei Aortenklappenstenosen wird mit Korrelationskoeffizienten zwischen r=0,79 bis r=0,95 angegeben [123, 127]. Auch [Seite 87↓]wenn die Aortenklappe im Vergleich zu anderen Strukturen des Herzens gut für dopplersonographische Untersuchungen zugänglich ist, so kann trotzdem nicht immer eine adäquates Dopplersignal [128] gefunden werden. Insgesamt sind Kinder besser beurteilbar als Erwachsene. Der Zugang wird im Alter erschwert durch überlagerndes Lungengewebe, Verkalkungen des Gefässsystems, Adipositas und tiefer gelegene Herzstrukturen. Eine dopplerechokardiographische Druckgradienten-bestimmung über ein längeres stenotisches Segment wie sie bei Aortenisthmusstenosen oder peripheren Pulmonalstenosen vorkommen, können schwierig oder gar unmöglich sein [123, 129].

Messgenauigkeit der MR-Flussmessung in vitro

Die Genauigkeit der MR-Flussmessung wurde anhand eines Flussphantoms überprüft. Die in dem Phantom vorliegenden Drücke, Flussgeschwindigkeiten, die Pulsatilität und die physikalischen Eigenschaften der verwendeten Flüssigkeiten waren bekannt und glichen den physiologischen Bedingungen im menschlichen Kreislauf. Die für die Validierung eingesetzten Messgeräte (Doppler, Rollenpumpe) selbst wiesen einen relativen Fehler von jeweils ± 2% auf, die Förderleistung der Pumpe schwankte um ± 3%. Das als Flussphantom eingesetzte Gesamtsystem konnte somit als hinreichend genau für die Evaluation der MR-Flussmessung angesehen werden.

Messgenauigkeit der MR-Flussmessung bei einem kontinuierlichen Fluss

Die Ergebnisse der MR-Flussmessung eines kontinuierlichen Flusses lagen um 3,8% unter den mit der Dopplersonde gemessenen und um 3,3 % unterhalb der eingestellten Förderrate der Rollenpumpe. Dieser relative Fehler war über den gesamten Messbereich konstant und lässt auf eine systembedingte Abweichung schliessen. So werden mit der Dopplersonde und der MRT zwei unterschiedliche physikalische Grössen gemessen. Für die Umrechnung der Grösse Flussvolumen (ml/min) in die Grösse Flussgeschwindigkeit (m/s) ist die Kenntnis des Flussprofils erforderlich.

Dieses sollte im Falle eines laminaren Flusses die Form einer Parabel haben. Des Weiteren wird mit der MRT die Flussgeschwindigkeit in einem Voxel gemessen. [Seite 88↓]Dieses repräsentiert die mittlere Flussgeschwindigkeit innerhalb dieses Voxels. Bei der niedrigeren räumlichen Auflösung der MRT im Vergleich zur Dopplermessung mag die geringe Unterschätzung der maximalen Flussgeschwindigkeit mit der MRT auch hierin begründet liegen.

Messgenauigkeit bei einem pulsatilen Fluss

Die maximale Flussgeschwindigkeit bei pulsatilen Flüssen wurde mit der MRT um maximal 7% unterschätzt. Im Vergleich zur Dopplersonographie mit hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung werden die Flusswerte in Echtzeit akquiriert, während bei der MR-Flussmessung die Daten aus mehreren Herzzyklen zur Rekonstruktion der Bilddaten herangezogen werden. Dies führt zum einen zur Mittelung der maximalen Flussgeschwindigkeiten während der Akquisition, d.h. Schwankungen der Pulswelle bzw. Schlagvolumina des Kunstherz werden „geglättet“, zum anderen kann eine zu niedrige Zahl von Bildern, die pro Herzzyklus akquiriert werden, zu einer Unterschätzung des wahren Flusses (Abb. 4.7) führen. Deshalb ist es bei pulsatilem Fluss besonders wichtig, genügend Bilder in der Systole mit ausreichend hoher zeitlicher Auflösung zu akquirieren [116]. In der Diastole macht sich eine geringe Anzahl von Phasen aufgrund der geringeren Schwankungen der maximalen Flussgeschwindigkeit weniger bemerkbar. Diese Einflüsse können durch die Erhöhungen der Messdurchgänge (Bildphasen) oder die Wahl einer längeren Repetitionszeit minimiert werden, was bei der verwendeten Sequenz durch eine automatische frequenzangepasste Wahl der Bildphasen und des TR erfolgte. Auch Arrhythmien können die Messung beeinflussen. Um mit Sicherheit während des maximalen Flusses im Herzzyklus Daten zu akquirieren, wurde retrospektives gating für die flusssensitive Gradientenechosequenz verwendet, bei der das EKG während der Akquisition aufgezeichnet wird und die Daten nachträglich den einzelnen Phasen des Herzzyklus zugeordnet werden. Hinweise darauf, dass die Messungenauigkeiten der MR-Flussmessung mit der Herzfrequenz steigen, liefert auch die Beobachtung, dass sich dann eine grössere Streuung der Messwerte findet. Aus den Abbildungen 4.13 und 4.14 und geht hervor, dass eine steigende Flussgeschwindigkeit hingegen keinen Einfluss auf die Streuung der Messwerte hat.


[Seite 89↓]

Mit einer maximalen Variationsbreite von 0,07 m/s sind die Abweichung allerdings für klinische Zwecke irrelevant. Aus klinischer Sicht hat ein potentieller Messfehler von 7 % bei der Messung der Spitzenflussgeschwindigkeit keine signifikante Bedeutung für die Bestimmung des Druckgradienten (Abb. 4.16).

Abb. 4.16:

Fehleinstellung der phasenkodierten Flussrichtung

Flussmessungen mit fehlerhaft vorgegebener Flussrichtung haben ähnlich wie bei der falschen Wahl des Schallwinkels bei der Doppler-Echokardiographie bis zu einem Winkelfehler von 20° kaum einen Einfluss auf das Messergebnis [26]. Der Fehler lag bei 3%. Bei Winkelfehlern über 20° wurde der Fluss hingegen deutlich unterschätzt und lag im arithmetischen Mittel um 14% für 30° bzw. 17% unter dem tatsächlichen Wert für 45° Abweichung von der tatsächlichen Flussrichtung. Stellt man der eigentlichen Flussmessung eine „Übersichtsflussmessung“ „in-plane“ im Gefässverlauf zur Ermittlung der maximalen Flussgeschwindigkeit und der Richtung des Hauptflussvektors voran, kann eine Abweichung von mehr als 20° sicher vermieden werden [130].


[Seite 90↓]

Fehleinstellung der maximalen phasenkodierten Flussgeschwindigkeit (V enc )

Die Versuche mit falsch vorgewählter maximaler phasenkodierter Flussgeschwindigkeit (Venc) ergaben, dass selbst bei extremer Überhöhung der Venc im Vergleich zur tatsächlich messbaren maximalen Flussgeschwindigkeit von 850% keine Einschränkung der Messgenauigkeit zu verzeichnen war. Dies steht im Wiederspruch zu Ergebnissen von Kilner et al. [117]. Es konnte allerdings wie vorbeschrieben ein reduziertes Signal-zu-Rausch Verhältnis nachgewiesen werden. Es war trotzdem eine genaue Plazierung der ROI an der Stelle der maximalen Flussgeschwindigkeit möglich, da die unterschiedlichen Graustufen der Bilder vom Rechner nicht hochskaliert werden und die Kontraste zwischen den einzelnen Flussgeschwindigkeitswerten erhalten bleiben. Bei einer allerdings zu niedrig eingestellten Venc treten sogenannte „phase wraps“ auf. Dies ist vergleichbar mit dem Phänomen des Aliasing in der Dopplerechokardiographie. Aus diesen Gründen ist eine zu niedrige Wahl der Venc auf jeden Fall zu vermeiden, zumal ein zu grosses Venc keinen nennenswerten Einfluss auf die Messgenauigkeit hat.

Messungen an Gefässkrümmungen

Weitere wichtige Einflussfaktoren, die ebenfalls zu deutlich erniedrigten Flussmessungen führen, sind Bereiche von Gefässkrümmungen. Unterschätzungen der Flussgeschwindigkeit können neben hämodynamischen Bedingungen auch durch messtechnische Fehler begründet werden. Es soll darauf hingewiesen werden, dass sich keine verlässlichen Vorhersagen darüber treffen lassen, inwieweit sich eine bestimmte Gefässkrümmung auf den Fluss auswirken wird. In den meisten Fällen lassen sich generalisierte Flusserniedrigungen ablesen. Flussbeschleunigungen, insbesondere bei Messungen am Aussenrand eines gekrümmten Gefässes, sind jedoch bei bestimmten Gegebenheiten nicht auszuschliessen. Diese Umstände müssen bei Messungen zur Druckgradientenbestimmung unbedingt berücksichtigt werden. In der Aorta aszendens und deszendens finden sich meist flache, parabelförmige Flussprofile und somit laminare Strömungsformen [118, 131]. Für den Aortenbogen konnte in einer Arbeit von Kilner und Mitarbeitern [130] ein dreidimensionales Flussprofil beschrieben werden.


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Es zeigte eine helikale Strömung mit retrogradem Fluss an der Innenseite des Aortenbogens. Unter solchen Bedingungen liegt keine einheitlich laminare Strömung vor. Durch Druckverschiebungen kann es zu einer generalisierten Fluss-verlangsamung mit einem partiell turbulenten Flussprofil kommen. Bei solchen unein-heitlichen Strömungsverhältnissen ist eine Plazierung der Bildebene senkrecht zur Flussrichtung nicht möglich. Derart entstehende, fehlerhaft phasenkodierte Flussrichtungen und Spindispersionen führen zu Signalverlusten.

Messungen in stenotischen Gefässabschnitten

In den durchgeführten Versuchen konnte eine Übereinstimmung zwischen den Messergebnissen und den hydrodynamisch ermittelten Flussveränderungen gefunden werden. Selbst Flüsse in kaliberschwachen Gefässen von nur 0,11 cm Innendurchmesser konnten ohne Schwierigkeiten beurteilt werden. Überraschend war es, dass auch intrastenotische Messungen Ergebnisse ohne wesentlichen Signalverlust lieferten. Unter der Annahme, dass sich im Bereich von Stenosen erhebliche Turbulenzen einstellen, hätte man erwarten dürfen, dass sich diese in einer Unterschätzung des Flusses widerspiegeln. Als besonders positiv ist dabei zu bewerten, dass Messungen mit der MRT auch über längere stenotische Bereiche (5 cm Länge) keine nennenswerten Abweichungen ergaben. Für das Auffinden der Stenosen war es hilfreich, eine Matrix mit einem kleinen FOV von 180 zu wählen. Auf die Messergebnisse selbst nahm diese Veränderung keinen Einfluss. Partialvolumeneffekte waren im Phantomversuch nicht nachweisbar. Es sei jedoch darauf hingewiesen, dass bestimmtes Gewebe in der Umgebung der zu untersuchenden Gefässe unterschiedlichen Einfluss auf die Messergebnisse nehmen können. Insbesondere könnte sich den Gefässen benachbartes, lufthaltiges Lungengewebe bei peripheren Pulmonalstenosen störend auswirken.


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22.09.2004