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6.  Magnetresonanztomographie des Herzens

6.1. Beurteilung myokardialer Perfusion mit MR-First-Pass Sequenzen

Die allgemeine Grundlage für die nicht-invasive Bestimmung von gewebe­spezi­fischer Perfusion in First-Pass-Technik basiert auf Untersuchungsverfahren, welche mit ge­eig­net­er zeitlicher und örtlicher Auflösung Signal-zu-Zeit-Kurven von Indikatoren mes­sen, wenn diese nach Bolusinjektion das Gewebe erstmalig zu­sammen mit dem Blut durch­strömen (Canty et. al. 1991; Feinstein et. al. 1984; Schwaiger und Muzik 1991). Dynamische MRT-Untersuchungen mit einer zeitlichen Auf­lösung von einem Bild pro Herzschlag wurden mit Einführung von schnellen Gradienten-Echo-Sequenzen möglich (Haase et. al. 1989). Diese bildeten die Grundlage für die anschliessende Evaluation der MR-First-Pass Perfusions­messungen bei Patienten mit koronarer Herzkrankheit (Atkinson et al. 1990, Manning, 1991 #145).

6.1.1. Physikalische Aspekte der MR-First-Pass Sequenzen

Bei der Perfusionsbildgebung hängt die Wahl der geeigneten MR-Sequenz von der Art des Kontrastmittels, von dessen Dosis und dessen Verteilung in den unter­schiedlichen Kompartimenten sowie von den zu erwartenden Signal­unter­schieden und von den physiologischen Gegenbenheiten des Organs ab, welches unter­sucht werden soll. Die vorgelegten Studien wurden mit einem T1-ver­kürzenden intravaskulären Kontrastmittel (Polylysin-Gd-DTPA) durchgeführt. Schnelle Turbo-Gradienten-Echo-Sequenzen, wie die Turbo-FLASH (fast-low-angle-shot), die Turbo-Grass (gradient recalled acqusition in the steady state) und die Turbo-FFE (fast field echo) mit kurzem TE und vorgeschaltetem Prä­pa­ra­tions­impuls sind geeignet, um den Signalanstieg durch die Verkürzung der T1-Relaxations­zeit zu messen (Wilke et. al. 1994).

Die Perfusionsmessungen werden dynamisch durchgeführt. Die derzeitigen Turbo-FLASH Sequenzen ge­statten die Akquisition von einem Bild pro Herzschlag an bis zu fünf unter­schied­lichen Schichtpositionen wenn die Herzfrequenz unter 65 Schlägen pro Minute beträgt. Um die Sensitivität insbesondere für kleine Signal­-


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schwankungen zu op­ti­mie­ren wird der Meß­sequenz ein Präparationsimpuls vor­an­gestellt, der das Aus­gangs­signal des Myo­kardiums vermindert (Tsekos et. al. 1995). Die Untersuchung wird prospektiv EKG-getriggert durchgeführt, um sicher­­zustellen, dass die Datenaufnahme immer zum gleichen Zeitpunkt im Herz­zyklus er­folgt. So werden Schwankungen zwi­schen dem systolischen und diastolischen Blutvolumen des Myokards vermieden. Das Signal-zu-Rausch Ver­hältnis ist bei diesen ultraschnellen Messungen von größter Be­deutung. Aus diesem Grund werden sämtliche Perfusionsmessungen mit Körper­ober­flächen­spulen durchgeführt, die eine hö­he­re Signalempfindlichkeit aufweisen. Zur Ver­einfachung der Bildauswertung erfolgt die Akquisition bei Atemstillstand. Auf diese Weise können unnötige Bewegungsarte­fakte durch Atemexkursionen ver­mieden werden.

6.1.2. MR-Kontrastmittelgruppen und dessen Eigenschaften

Als Kontrastmittel in der MRT werden Substanzen eingesetzt, welche die Re­laxa­­ti­ons­­zeiten des Gewebes verändern und auf diese Weise die Signal­in­ten­si­täten im Kern­spin­tomo­gramm beeinflussen. Bedeutung in diesem Sinne haben para- und super­para­mag­netische Stoffe, welche beide die Relaxations­zeiten T1 und T2 verkürzen. Die Suszep­ti­bi­li­tät von superparamagnetischen Stoffen über­trifft diejenige paramagnetischer Kon­trast­mittel bei weitem. Dies führt bei supra­para­magnetischen Kontrastmitteln zu einer überwiegenden T2-Verkürzung, während paramagnetische Kontrastmittel im we­sent­lichen durch eine T1-Ver­kürzung wirksam sind. Beide wirken somit indirekt, durch Änderung der Relaxa­tion benachbarter Protonen auf die Kontrastierung und unter­scheiden sich somit grund­sätzlich im Wirkungsmechanismus von Röntgen­kontrast­mitteln, die durch Absorption der Röntgenstrahlen selbst Ursache für den Kontrasteffekt sind.

Das Maß für die Wirksamkeit eines paramagnetischen Kontrastmittels, welches un­­ab­hängig von der Konzentration ist, ist die 'Relaxivity'. Sie errechnet sich aus der Zu­nahme der Relaxationsrate durch das Kontrastmittel dividiert durch die hier­für not­wendige Kontrastmittelkonzentration.


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mit

N= Kontrastmittelkonzentration

Tn= Relaxationszeit nach Kontrastmittelgabe

Tv= Relaxationszeit vor Kontrastmittelgabe

Die Beziehung der Kontrastmittelkonzentration zur Signalintensität ist komplex und kann sowohl je nach verwendeter Pulssequenz, infolge der T1-Verkürzung, zu­nehmen, als auch infolge der T2-Verkürzung abnehmen. Eine Zunahme der Signal­intensität ist deshalb hauptsächlich auf dem T1-gewichteten Bild zu beobachten.

In der Gruppe der Lanthanide finden sich die Elemente mit den stärksten para­mag­ne­tischen Eigenschaften. Von diesem kommt dem dreiwertigen Gadolinium (Gd3+) mit sie­ben ungepaarten Elektronen die weitaus größte Bedeutung zu. In freier Form sind diese Metall­ionen hochtoxisch. Um die Toxizität zu verringern, muß es in einem Chelat ge­bunden werden. Ein möglicher Chelatbildner ist die Diäthylentriaminpentaessigsäure (diethylene trimaninopentaacid, DTPA). Gd-DTPA steht als gut wasserlösliches Di-N-Methylglucaminsalz zur intra­venösen An­wendung bei Patienten zur Verfügung (Magnevist, Schering AG, Berlin, Deutschland).

Die Verteilung von Gd-DTPA erfolgt aufgrund seiner stark hydrophilen Eigen­schaften, seiner Ladung und seines hohen Molekulargewichtes ausschließlich extra­zellulär, d.h. Gd-DTPA bleibt nach der Applikation im intravasalen und inter­stitiellen Raum (Weinmann et. al. 1984). Aufgrund der äußerst geringen Protein­bindung erfolgt die Aus­scheidung über die Nieren relativ rasch und fast ausschließlich durch glomeruläre Filtration. Im klinischen Alltag hat sich Gd-DTPA als sehr risikoarmes Kontrastmittel bewährt.

Die vorgelegten Perfusionsstudien wurden mit Polylysin-Gd-DTPA durch­ge­führt, wel­ches ein T1-verkürzendes intravaskuläres Kontrastmittel ist. Polylysin-Gd-DTPA be­steht aus Poly-L-Lysin, welches kovalent an Gd-DTPA gebunden ist und als makro­molekulares 'Blut-Pool'-Kontrastmittel eingesetzt wird. Auf­grund der großen Molekül­größe und dem hohen Molekulargewicht von ca. 52.300 Dalton verbleibt Polylysin-Gd-DTPA fast ausschließlich im intravasalen Kompartiment. Lediglich 2-3% der ap­pli­zier­ten Dosis diffundieren innerhalb der ersten Minute in den [Seite 28↓]interstitiellen Raum (Van Hecke et. al. 1991). Für Gd-DTPA liegt dieser Anteil innerhalb des gleichen Zeitraumes bei über 50%. Polylysin-Gd-DTPA führt zu einem Anstieg der Relaxivity, die ungefähr drei­fach höher ist als die von Gd-DTPA (T1 Relaxivity = 13,1 ± 0,36 Liter/mmol/s bei 37°C und 20 MHz). Polylysin-Gd-DTPA kann gegenüber dem Blutplasma als iso­osmo­lare Lösung her­ge­stellt werden, und dementsprechend wird die rasche intravenöse Bolus­­injektion hämo­dynamisch gut to­le­riert. Der Einsatz eines Blut-Pool-Kontrast­­mittels bei Perfusions­messungen erlaubt die Be­stim­mung funk­tio­neller Para­meter, wie des re­gio­nalen myo­kardialen Blutvolumens, des relativen Blut­­flusses oder der endo­thelialen Permeabilität.

6.2. Beurteilung myokardialer Funktion mit MR-Tagging Sequenzen

MR-Tagging Verfahren zeichnen sich durch eine besondere Markierungsweise des Myo­kards aus. Durch Änderung der lokalen Magnetisierung wird dem Herz­muskel eine Gitter­struktur aufgeprägt, welche transmural alle Muskelschichten er­faßt und sowohl deren De­for­mierungen, als auch deren Bewegungen repräsen­tiert (Abb. 7) (Axel and Dougherty 1989a). Andere Verfahren zur Funktions­beurteilung, wie z.B. die Echo­kardio­graphie, die EBCT oder die Ventrikulo­gra­phie ermitteln die Kontraktilität des Herz­muskels über die systolische Wand­ver­­dickung (Picano et. al. 1991). Diese Methoden basieren auf Messungen der Distanz­­ver­änderungen zwischen der endo- und der epikardialen Oberfläche. Der funk­tionelle Beitrag einzelner Muskelschichten zur Gesamt­summe der Herz­kon­trak­tilität kann auf diese Weise nicht ermittelt werden. Auf­grund der trans­muralen Mar­kie­rungs­weise unterliegen MR-Tagging Verfahren nicht diesen Limitationen.

Abb. 7: Die artifizielle Gitter­struktur beim MR-Tagging repräsentiert die intra­murale Deformierung des Myokard


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6.2.2.  Physikalische Aspekte der MR-Tagging Sequenzen

Die vorgelegten Studien wurden mit einem MR-Tagging Verfahren akquiriert, welches auf dem Prinzip der 'Spatial Modulation of Magnetization' (SPAMM) basierte (Axel and Dougherty 1989a). Es handelte sich dabei um ein spezielles Prä­pa­ra­tions­schema, welches einer zwei­di­men­si­onalen MR-Cine-Sequenz voran­gestellt wurde. Hierfür wurden zwei nicht-selektive Hoch­frequenzimpulse in das Gewebe ein­gestrahlt. Der erste Impuls änderte partiell die trans­versale Mag­netisierung, während der zweite die longitudinale Magnetisierung be­ein­flußte (Axel und Dougherty 1989b). Diese sequentielle Modulation führte bildgebend zu einer Anzahl von geraden dunklen Streifen, welche die anatomischen Strukturen parallel über­lagerten (Abb 8). Wenn das gleiche Präparationsschema noch ein zweites Mal ein­gestrahlt wurde und dabei senkrecht zum ersten aus­gerichtet war, entstand ein recht­winkliges Gitternetz (Abb. 7).

Abb. 8: Die sequentielle Modulation der Magnetisierung führt zu par­al­lelen signallosen Streifen, die das anatomische Bild überlagern. Ent­sprechend der Myokardkontraktionen werden auch diese artifiziellen Linien mitbewegt und repräsentieren die Deformierung des Herzmuskels.

Da die bildgebende Grundlage für dieses Markierungsnetz eine se­quentielle Mo­du­la­tion der örtlichen Magnetisierung im untersuchten Gewebe war, deformierte sich dieses Git­ter auch entsprechend der Gewebsbewegungen. Die Positions­änderungen im Gitter­ver­band waren somit ein Maß für die Bewegung im Ge­webe. Auf diese Weise war ein Mar­kie­rungs­system geschaffen worden, welches un­ab­hängig von anatomischen Fix­punkten war und angewandt auf den Herz­muskel auch eine Differenzierung von intra­muralen Myo­kard­strukturen zuließ. Die zeitliche Stabilität [Seite 30↓]des SPAMM-Impulses war aus­reichend, um je­weils die Dauer von einem Herzzyklus zu überbrücken, was Vor­aus­setzung war um myo­kardiale Bewegungen und Deformierungen zu messen.

6.2.3. Zweidimensionale Analyse der myokardialen Deformierung

Die Herzkontraktion ist eine sehr komplexe Bewegung, die alle drei Raum­richtungen be­trifft. Innerhalb der zweidimensionalen Ebene der kurzen Herz­achse beobachtet man eine systolische Wandverdickung kombiniert mit einer zirkulären Verkürzung der Muskel­strukturen. Ein idealer Kreis würde durch die systolische Kontraktion zu einer Ellipse de­for­miert werden, dessen lange Achse auf das Zentrum des linken Ventrikels ausgerichtet ist (Abb. 9).

Abb. 9: Zweidimensionale Deformierung des linken Ventrikels in Orientierung der kurzen Herzachse. Durch die Myokardkontraktion wird ein idealer Kreis zu einer Ellipse deformiert, deren lange Achse auf das Zentrum des linken Ventrikels ausgerichtet ist.

Zur quantitativen Bestimmung der myokardialen Deformierung wurde ein spe­zi­elles Softwareprogramm benutzt, welches von Axel und Mitarbeitern entwickelt worden ist ('Spatial Modulation of Magnetization Visualizaton Utility', SPAMMVU)(Axel et. al. 1992).Für die Analyse der myokardialen Deformierung wurden die Bewegungen von jedem Markierungspunkt im Tagging-Gitter wäh­rend eines Herzzyklus registriert. Jeweils drei be­nachbarte Gitterpunkte wurden als Dreieck geometrisch zusammengefaßt und als endlich-kleines Element mit homo­genen Gewebseigenschaften für die Auswertung definiert ('finite elements methods for two-dimensional analysis of strain') (Young et. al. 1994). Jeder Vektor y des dreieckigen Ausgangselements wurde durch die Bewegung im kardialen Zyklus in einen Vektor y' transformiert. Der transformierte Vektor y' stand über den Deformierungsfaktor F in [Seite 31↓]Beziehung mit dem Ausgangsvektor y. Da­bei repräsentierte F die Größen- und Richtungs­änderung des resultierenden Vekors y' mit y' = F·y (Axel et al. 1992). Ein Dehnungsfaktor A, bestehend aus zwei derartiger Vektoren, wurde in gleicher Weise transformiert mit A' = F·A (Abb. 10). Die Ausgangskonfiguration der Dreiecke und die deformierte Form standen in Relation über die Beziehung F = A'·A -1 . Der De­for­mie­rungs­faktor konnte mathematisch in eine Rotations- und eine Spannungskomponente ('strain') unter­gliedert werden ('polar decomposition theorem') (Axel et al. 1992). Dieser wurde beschrieben als F = R·U, mit R für die Rotationskomponente und U für die Span­nungs­komponente der Deformierung.

Abb. 10: Für die zweidimensionale Auswertung der myokardialen Deformierung werden jeweils drei be­nachbarte Gitterpunkte als Dreieck geometrisch zusam­men­gefaßt und als endlich-kleines Element mit homogenen Gewebs­eigen­schaften definiert. Jeder Vektor y des dreieckigen Ausgangselements wurde durch die kardialen Bewegung in einen Vektor y' transformiert.

Die Spannungskomponente beschrieb die Formveränderungen der Dreiecke durch De­for­mie­rung und war unabhängig von Bewegungen oder Rotationen der Elemente. Bei der zweidimensionalen Analyse der Spannungskomponente wurde diese in zwei Eigen­vektoren λ1 und λ2 unterteilt, die senkrecht zueinander orientiert waren (Axel et al. 1992). λ1 beschrieb den größten hauptsächlichen Spannungsfaktor und λ2 den kleinsten haupt­sächlichen Span­nungs­faktor. Bei dem oben beschriebenen Beispiel des Kreises, der zu einem Oval de­for­miert wird repräsentiert die lange Achse der El­lip­se den Eigen­vektor λ1 und die kurze den Eigen­vektor λ2 in Größe und Ausrichtung (Abb. 9). Der größte Eigen­vektor der Spannung war typischer­weise λ1 ≥ 1 und beschrieb die [Seite 32↓]systolische Wand­ver­dickung. Der kleinste Eigen­­­vektor der Spannung war typischer­weise λ2 ≤ 1 und spiegelte die zirkuläre Muskel­ver­kürzung wider. Voraussetzung für diese physio­logische Interpretation der Eigenvektoren war die Ausrichtung des haupt­sächlichen De­for­mierungswinkels β auf das Zentrum des lin­ken Ventrikels. β ist definiert als der Winkel zwischen dem Eigenvektor λ1 und der radialen Achse in Bezug auf den Mittel­punkt des linken Ventrikels. Der Deformierungswinkels β repräsentiert die trans­versalen Scherkräfte.

6.3. MR-Perfusions- und Funktionsmessungen bei akuter myo­kardialer Minder­perfusion unterschiedlichen Ausmaßes: Eigene Untersuchungen

Von den formulierten Zielsetzungen wird die erste Fragestellung im folgenden Ab­schnitt untersucht werden: Welches Ausmaß akuter myo­kardialer Minder­durch­blutung kann mit MRFP-Perfusions­messungen und MR-Tagging Analysen in Ruhe diagnosti­ziert werden?

Akute koronare Stenosen unterschiedlicher Ausprägung mit graduierter Minder­durch­­blutung des Myokards können nur am Tiermodell reproduzierbar simuliert werden. Um die Genauigkeit von MRFP-Perfusionsmessungen untersuchen zu können, bedarf es einer invasiven Vergleichsmethode, welche die myokardiale Per­fusion exakt quantifi­zieren kann. Derartige Messungen können beim Menschen nicht durchgeführt werden.

Die unter den Punkten 6.3.1. und 6.4.1. beschriebenen Tierstudien wurden im Rahmen eines von der DFG geförderten Forschungsstipendiums (RO 2181/1-1) an der Universität von Minnesota in Minneapolis (MN, USA) durchgeführt. Das Center of MR-Research der University of Minnesota Medical School hat auf­grund seiner jahre­langen erfolgreichen Forschungen und Entwicklungen auf dem Sektor der Herz­perfusions­diagnostik eine international anerkannte Kompetenz (Jerosch-Herold et. al. 1998; Kraitchman et. al. 1996; Wilke und Jerosch-Herold 1998; Wilke et al. 1994; Wilke et. al. 1997; Wilke et. al. 1995; Wilke et. al. 1993). Dies war eine wesentliche Voraus­setzung, um komplexe Tierstudien dieser Art durch­führen und auswerten zu können.


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6.3.1.  Material und Methode

6.3.1.1. Tiermodell

Das folgende Tiermodell wurde von Bache und Mitarbeitern an der University of Minnesota entwickelt und in verschiedenen Studien erfolgreich evaluiert (Bache und Schwartz 1982). Die Tierexperimente und die notwendigen invasiven Maß­nahmen er­folgten unter Berücksichtigung der Richtlinien, die in 'Position of the American Heart Association on Research Animal Use' festgelegt sind. 18 Misch­lings­hunde wurden in die Unter­su­chungen eingeschlossen, deren Körpergewicht zwischen 20 bis 25 kg betrug. Unter adäquater Anästhesie mit Phenobarbital (30 mg/kg Körpergewicht) wurde über eine links­­­seitige Thorakotomie das Herz­perikard eröffnet und die links anterior deszen­dierene Koronararterie freigelegt. Ein hydraulischer Okkluder wurde proximal des ersten Diagonalseitenastes um die Herzkranzarterie gewickelt und fixiert (Abb. 11). Der Okkluder bestand aus einem Polyvinyl-Schlauchsystem mit einem äußeren Durch­mes­ser von 2,7 mm. In das LAD-Segment distal des hydraulischen Okkluders wurde ein Silikon­elastomer-Katheter mit einem äußeren Durchmesser von 0,3 mm eingeführt. Dieser diente während des Experimentes zur Messung des poststenotischen intra­koronaren Blutdruckes. Ein weiterer Katheter wurde im linken Ventrikel plaziert. Des­sen Aufgabe lag in der kontinuierlichen Registrierung der linksventrikulären Druck­werte. Zusätzlich wurde ein Katheter in den linken Vorhof implantiert. Dieser wurde für die Applikation von radioaktiv markierten Mikrosphären und Kontrastmittel genutzt. Zur Quantifizierung der aortalen Blutdruckwerte wurde über einen transfemoralen Zugang ein heparingefüllter Polyvinylkatheter mit einem äußeren Durchmesser von 3,0 mm durch die Bauchschlagader bis in die aszendierende Aorta vorgeschoben (Abb. 11).


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Abb. 11: Akutemyo­kardiale Min­der­­per­fu­sionen kon­nten durch den hydraulischen Ok­klu­­der im LAD-Ver­sor­gungs­­ge­biet erzeugt wer­den. Die Kathe­ter dienten zur Messung hämo­dynamischer Daten und zur Kontrastmittelapplikation.

Nach Aus­leitung sämtlicher Schlauchsysteme wurden das Perikard und der Thorax wieder ver­schlossen. Im Anschluß an diese Instrumentation erhielten die Tiere 10-14 Tage Zeit, um sich von diesem operativen Eingriff zu erholen. Auf diese Weise wurde aus­ge­schlos­sen, dass durch die chirurgische Maßnahme uner­wünschte Auswirkungen auf die kardialen Funktionsparameter auftreten konnten.

Der hydraulische Okkluder war die entscheidene Komponente bei dem vorge­stellten Tier­modell. Bei vollständiger Öffnung des Okkluders fand sich keine Lumen­­ein­engung der LAD und es lag eine regelrechte Myokardperfusion vor. Unter dem eigent­lichen Experiment konnte der Okkluder stufenweise geschlos­sen werden und führte so zu einer graduellen Minderperfusion des Herzmuskels im zugehörigen Versorgungsgebiet. Auf diese Weise wurden bei geschlossenem Thorax akute Koronarstenosen produziert. Da die Instrumentation 10-14 Tage zu­rück­lag konnten negative Operations­folgen aus­ge­schlos­sen werden.


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6.3.1.2.  Untersuchungsprotokoll

Nach der oben genannten postoperativen Erholungszeit wurde das eigentliche MR-Ex­pe­ri­ment durchgeführt. Erneut erhielten die Tiere eine intravenöse Pheno­barbital­narkose (30 mg/kg Körpergewicht). Die Hunde wurden intubiert und durch ein Beatmungsgerät (Typ 900 C, Siemens Elema, Solna, Schweden) unterstützend mit Sauerstoff versorgt. Im ersten Schritt wurde bei allen Versuchstieren (n = 18) eine Basismessung bei voll­ständig geöffnetem Okkluder durchgeführt. Diese beinhaltete die MRFP-Bildgebung und die Applikation von radioaktiv markierten Mikrosphären, wie sie unten noch genauer beschrieben wird. Die Ver­suchs­population wurde zufällig in drei Gruppen auf­ge­teilt. Mit Hilfe des hydraulischen Okkluders wurde eine akute Einengung der LAD erzeugt, mit konsekutiver myokardialer Minderperfusion im abhängigen Stromgebiet (Abb. 12).

Abb. 12: Versorgungsgebiet der links anterior deszendierenden Koronararterie ist die Vorder­wand des linken Ventrikels und das ventrale Septum.
(LV: linker Ventrikel, RV: rech­­­ter Ventrikel)


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Die graduelle Einstellung der Stenose während des Experimentes erfolgt über den post­stenotischen koronaren Blutdruck. Vorausgegangene Studien mit dem gleichen Tier­modell hatten gezeigt, dass eine streng lineare Korrelation zwischen dem poststenotisch ge­messenen intrakoronaren Blutdruck und dem Grad der akuten myokardialen Minder­perfusion bestand (Bache and Schwartz 1982). Die unter­schiedlichen Stenosegrade wurden de­fi­ni­ert über das Verhältnis:

mit

ST= Grad der Stenose

AO= mittlerer aortaler Blutdruck

ICP= intracoronarer Blutdruck

Die Graduierung der Stenosen erfolgte als gering- (Gruppe 1: ST = 0,3 bis ≤ 0,5), mäßig- (Gruppe 2: ST = > 0,5 bis ≤ 0,7) und hochgradig (Gruppe 3: ST = > 0,7). Vor­aus­­ge­gangene Erfahrungen belegten, dass diese Stufeneinteilung sehr gut da­für geeignet war um die myokardiale Blutflußreduktion zu graduieren, beginnend bei einer geringen Minder­­perfusion (Wilke et al. 1993).

Nachdem der hydraulische Okkluder entsprechend der vorgegebenen post­stenotischen intra­koronaren Druckwerte justiert worden war, wurden die Werte 30 Minuten konstant ge­halten. Anschliessend erfolgten die MRFP-Bildgebung, die Applikation von radio­aktiven Mikrosphären und die MR-Tagging Messungen.

6.3.1.3. MR-First-Pass Bildgebung und Datenanalyse

Die MRFP Perfusionsmessungen wurden mit einem 1,5 T Ganz­körper-MR-­System durch­geführt (Vision, Siemens, Erlangen, Deutschland), welches eine ma­xi­male Gra­di­enten­feldstärke von 25 mT/m mit einer Gradienten­anstiegs­steil­heit von 24 µs/mT·m. aufwies. Die Perfusionsmessungen wurden EKG-getriggert mit einer an der University of Minnesota entwickelten ultraschnellen Mehr­schicht-Sequenz (TR: 2,5 ms; TE: 1,2 ms; Flipwinkel: 15-18°) durchgeführt. Der Vor­teil dieser Sequenz lag in einem be­son­deren Präparationsschema, welches die Messungen unempfindlich gegen Signal­schwan­kungen machte, die durch wech­selnde Herzfrequenzen oder arrhythmische Herzschläge hätten hervorgerufen werden konnten ('arrhythmia insensitive contrast enhancement' - AICE) (Tsekos et al. 1995). Ein nicht schicht­ [Seite 37↓] selektiver 90° Impuls setzte die lon­gi­tu­di­nale Mag­netisierung auf Null und ein an­schlie­ßender Gradientenimpuls de­pha­sierte die trans­versale Magnetisierung. 5 ms nach der Präparation erfolgte die Bilddaten­ak­qui­si­tion, die typischer­weise 40 mal wiederholt wurde. Bei 60-90 Phasen­kodier­schritten be­trug die Gesamt­akquisitionszeit zwischen 462 und 687 ms für 3 Meß­schichten. Die räum­liche Auflösung betrug 2,1 x 2,3 mm, bei einem rechteckigen Meß­feld (field-of-view, FOV) von 150 x 300 mm und einer Matrixgröße von 70 x 128 Pixeln. Die Meßschichten hatten eine Breite von 10 mm und wurden doppelt-anguliert parallel der kurzen Herzachse durchgeführt. Für die be­schriebene Pulssequenz bestand eine lineare Korrelation zwischen den ge­mes­senen Signalintensitäten und der Kontrast­mittel­kon­zen­tra­tion im Gewebe (Tsekos et al. 1995).

Die MR-Perfusionsmessungen wurden mit Polylysin-Gd-DTPA als Kontrast­mit­tel durch­geführt, dessen pharmakokinetischen Eigenschaften unter 6.1.2. näher beschrieben sind. Bei Polylysin-Gd-DTPA handelt es sich um ein Blut-Pool Kontrast­mittel, welches während der ersten Perfusionspassage durch das Myo­kard nahezu vollständig im intra­vaskulären Kompartiment verbleibt (Van Hecke et al. 1991). Das gemessene Signal kann bei dieser Art von Kontrastmittel somit ein­deutig einem Kompartiment zugeordnet werden, was die Datenanalyse er­leichtert. Polylysin-Gd-DTPA wurde in einer Kon­zen­tra­ti­on von 0,05 mmol/kg Körper­gewicht mit einer Injektionsgeschwindigkeit von 7 ml/s über den links­atrialen Katheter verabreicht.

Zur Quantifizierung des regionalen myokardialen Blutflusses wurden Signal-Intensitäts­-Kurven in festgelegten Myokardregionen (vgl. Abb. 14, Seite 40) so­wie im Blut­volumen des linken Ventrikels gemessen (Abb. 13). Es wurden trans­murale Messungen, aber auch separate Analysen für die subendokardiale und sub­epi­kardiale Muskelschicht vorge­nom­men.


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Abb. 13: Darstellung von Signal-Intensitätskurven beispielhaft für mittel­gradige LAD-Stenosen. Der Kurvenverlauf im LAD-Gebiet ist gegenüber der LCX-Region deut­lich abgeflacht.

Für den intra- und interindividuellen Vergleich von MR Perfusionsdaten bedarf es einer Korrektur der gemessenen Signal-Intensitäts-­Kurven anhand der hämo­dynamischen Daten und der kardialen Auswurfleistung. Dies erfolgt durch die Dekonvolution der gemessenen Signal-Intensitäts­-Kurven im myokardialen Ge­webe mit der Input-Funktion des linken Ventrikels (Jerosch-Herold et al. 1998). Die MRFP Perfusionsanalysen messen die Menge q(t) eines Kontrastmittels in einer 'region-of-interest' (ROI) im Gewebe. q(t) ist die Differenz zwischen Einstrom und Ausstrom des Kontrastmittels (Clough et. al. 1994). Wenn die Konzentration des Kontrastmittels beim Einstrom cin(t) und beim Ausstrom cout(t) entspricht, so kann q(t) wie folgt formuliert werden:

Gleichung 1


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F ist die Flußrate. Für ein lineares und stationäres System stehen die Einstrom- und Aus­strom­konzentrationen des Kontrastmittels über die Konvolution von cin(t) mit der Transver-Funktion h(t) in Verbindung:

Gleichung 2

Die Transver-Funktion, h(t), beschreibt die Wahrscheinlichkeit, dass zum Zeit­punkt t=0 ein Kontrastmittelmolekül die Mess-ROI bereits verlassen hat. Dies bedeutet für h(t=0)=0. Gleichung (1) kann ersetzt werden durch:

Gleichung 3

Die flußgewichtete Impulsresponse Funktion Rf(t) ist definiert als:

Gleichung 4

R(t) beschreibt die Wahrscheinlichkeit, das ein Kontrastmittelmolekül zum Zeit­punkt t noch in der Mess-ROI verblieben ist. Für h(t=0) = 0, gleicht die initiale Amplitude der Impuls-response Funktion Rf(t=0) der Flußrate F (Jerosch-Herold et al. 1998). In früheren Untersuchungen konnte nachgewiesen werden, dass eine Fermi Funktion den Ver­lauf der Impuls-response Funktion des MR first-pass Experi­ments widerspiegelt (Axel 1983). Die gemessenen Signal-zu-Zeit Kurven wurden über das oben be­schriebene Modell ausgewertet, wobei die initiale Impulse-response Funktion einem Maß der myokardialen Blutfluß­änderungen entsprach.

Die auf diese Weise gewonnen MRFP Perfusionsmessungen sind relative Größen­­an­gaben. Zur Bestimmung der Perfusionsreduktion wurden die Werte der be­troffenen anterioren Herzwand in Beziehung zu der normal perfundierten Hinter­wand gesetzt. Die Aus­wertung erfolgte in vollständiger Übereinstimmung mit den radioaktiv markierten Mikrosphären sowohl transmural, als auch separat für die subendokardialen und die subepikardialen Myokardanteile.


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6.3.1.4.  Absolute Blutflußquantifizierung mit Radioisotopen

Als Vergleichsmethode für die Kontrolle der MR-Ergebnisse wurde als Re­fe­renz­­­standard die myokardiale Perfusion mittels intraarterieller Applikation von radio­aktiv-markierten Mikrosphären absolut quantifiziert. Diese Methode ist der ex­perimentelle Gold­standard von Perfusionsuntersuchungen (Schwartz et. al. 1983). Die Messung der koronaren Durchblutung mit Mikrosphären ermöglichte es, den Grad der myokardialen Minderperfusion exakt zu bestimmen. Verwandt wurden 15 µm große Mikrosphären, die mit unterschiedlichen radioaktiven Iso­topen (46Scandium, 95Niobium) markiert waren. Wechselwirkungen zwischen den MR-Messungen und den radioaktiven Mikro­sphären sind nicht bekannt und wurden in den vorgelegten Studien auch nicht be­ob­achtet. Die applizierte Sus­pen­­­sion enthielt ca. 3 x 106 Partikel und die Applikation fand über den Katheter im linken Vorhof statt (vgl. Abb. 11, Seite 34). Anschließend wurde eine Re­ferenz­­probe in der aszendierenden Aorta entnommen. Nach Abschluß sämtlicher Messungen erhielten die Tiere eine letale Überdosis Pheno­barbital. Das Herz wurde entnommen, in Formalin fixiert und entsprechend der kurzen Herz­achse in 10 mm breite Schichten geschnitten. Anhand anatomischer Strukturen, wie z.B. der Papillarmuskeln, wurden die korrespondierenden Scheiben den MR-Schich­ten zu­ge­ordnet. Anschließend wurde jede Scheibe noch in 6 Sektoren unter­teilt und die subendo- von den subepikardialen Myokardanteilen getrennt (Abb. 14). Durch Messung der re­gio­nalen Radioaktivität konnte der absolute Blut­fluß in Milliliter pro Minute und Gramm Myokardgewicht (ml/min·g) be­rechnet werden.

Abb. 14: Bestimmung der re­gio­nalen myokardialen Perfusi­on durch Sektion der Herzen und Messung lokaler Radio­aktivität.


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6.3.1.6.  MR-Tagging und Datenanalyse

Entsprechend den MR-Perfusionsuntersuchungen wurden auch MR-Tagging­messungen für die Kontrollgruppe und jede Tiergruppe mit experimenteller LAD-Stenose durch­ge­führt. Wie unter 6.2.1. beschrieben wurde das MR-Tagging mit einer speziellen 2D Cine-Sequenz durchgeführt (TR: 6,5 ms; TE: 3,8 ms; FA: 10°), die das Prinzip der 'Spatial Modulation of Magnetization' mit einer segmentierten Akquisition der k-Raum Daten kombinierte (Axel and Dougherty 1989b). Für die Messung einer Untersuchungsschicht in 16 unter­schiedlichen Herz­zyklus­phasen mußten bei 192 Phasenkodierschritten (4 k-Raum Linien pro Segment) 48 k-Raum Segmente akquiriert werden. Die zeitliche Auf­lösung wurde durch die Länge der einzelnen k-Raum Segmente festgelegt und lag in einer Größenordnung von 25 ms. Die Angulierung der Messungen erfolgte parallel der kurzen Herzachse. Es wurden jeweils drei Schichten mit einer Dicke von 10 mm akquiriert. Die Schichtpositionen waren identisch zu den Perfusions­messungen. Die Sequenzmessungen erfolgten ohne Atemstillstand.

Die Analyse der gewonnenen Datensätze erfolgte, wie unter 6.2.2. beschrieben, mit einer speziellen und validierten Software (SPAMMVU) (Axel et al. 1992, Young, 1994 #65), welche semiautomatisch das myokardiale Tagging-Muster segmentierte und des­sen komplexe Deformierungen als Kontraktionsparameter quantifizierte. Einbezogen in die Auswertung wurden die Eigenvektoren λ 1 und λ 2 sowie der Deformierungs­winkel β . Die Ergebnisse konnten in separaten Tabellen ausgedruckt werden oder wurden als parametrisches Bild den anatomischen Strukturen überlagert (vgl. Abb. 21, Seite 50).


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6.3.1.7.  Statistische Analyse

Die statistische Methode, welche die Mittelwerte mehrerer Gruppen miteinander ver­gleicht, ist im parametrischen Fall die Varianzanalyse (analysis of variance, ANOVA). Im vorliegenden Versuchsplan wurde die verwendete Tierpopulation durch einen einzigen Faktor, die unterschiedliche myokardiale Perfusion im LAD-Gebiet, in Gruppen unterteilt. Das angemessene statistische Verfahren ist die Ein-Weg-Varianz­analyse (one-way analysis of variance). Bei normal­ver­teilten Daten konnte die para­metrische Varianzanalyse mit dem F-Test als Aus­wertungs­methode verwendet werden. Dabei sollte das Signifikanzniveau ermit­telt werden, wobei die Fehlerwahrscheinlich­keit mit α = 5% festgelegt wurde. Die Ein-Weg-Varianz­analyse wurde zum Mittel­werts­vergleich der hämo­dy­na­mischen Daten, der myokardialen Perfusionswerte und der Tagging­messungen zwischen den experimentellen Gruppen verwendet. Bei einem nachgewiesenen signifikanten Unterschied erfolgte die Subtestung mit dem ungepaarten t-Test. Um die Fehlerwahrscheinlichkeit der 1. Art bei 5% konstant zu halten, wurde α mit der Bonferroni-Korrektur des multiplen Testens angepasst.

Die Beziehung des Stenosegrades mit den MRFP-Perfusions-Einzelwerten sowie die Beziehung des Stenosegrades mit den Tagging-Einzelwerten wurde durch den Korrela­tions­koeffizienten (r) nach Pearson ausgedrückt. Es fand sich eine linearer Zusammen­hang der verwendeten Variablen, welcher mit einer Re­gres­sions­geraden approximativ erklärt werden konnte. Die Regressionsprüfung er­folgte anhand eines einfachen linearen Modells mit y = a⋅x +b. Für die statistische Überprüfung des linearen Zusammenhanges wurde eine Irrtums­wahr­scheinlichkeit der 1. Art von α = 5% angesetzt.

Alle mathematischen und statistischen Analysen wurden computerunterstützt unter Ver­wendung eines handelsüblichen Softwareprogrammes (Systat®, Course Technology, Inc., Cambridge, USA) durchgeführt.


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6.3.2.  Ergebnisse

6.3.2.1. Hämodynamische Daten

Die hämodynamischen Daten sind in Tabelle 1 dargestellt. Unter Kontroll­bedingungen betrug die Herzfrequenz (HF) 125 ± 15 Schläge pro Minute, der mit­tlere Aortendruck (AO) 94,7 ± 5.1 mm Hg und der links-ventrikuläre systolische Druck (LVSP) 127,8 ± 12,4 mm Hg. Mit zunehmender Okklusion der LAD änderten sich die Werte nur tendentiell, jedoch nicht signifikant. Wie im vor­gestellten Tiermodell beabsichtigt, nahm der poststenotische intra­koronare Blut­druck mit progredientem Verschluß des hy­drau­lischen Okkluders kon­ti­nu­ier­lich ab, mit signifikantem Unterschied gegenüber der Kontroll­gruppe (Tab. 1).

Tabelle 1: Hämodynamische Daten bei experimenteller Reduktion der myo­kardialen Perfusion. (HF: Herzfrequenz, LVSP: linksventrikulärer systolischer Blutdruck, AO: aortaler Mitteldruck, ICP: intra­koronarer Blutdruck)

LAD-Stenose

n =

HF

LVSP

AO

ICP

  

(min-1)

(mm Hg)

(mm Hg)

(mm Hg)

Kontrolle

18

125 ± 15

127,8 ± 12,4

94,7 ± 5.1

86,2 ± 4,0

Geringgradig

6

127 ± 18

126,2 ± 13,3

92,2 ± 6.8

56,5 ± 6,7*

Mäßiggradig

6

128 ± 18

123,9 ± 14,5

91,4 ± 7.1

38,0 ± 5,9

Hochgradig

6

135 ± 21

120,0 ± 16,2

88,9 ± 5.9

20,6 ± 5,1

* p < 0,05 vs. Kontrolle
p < 0,001 vs. Kontrolle

6.3.2.2. Absolute Blutflußquantifizierung mit Radioisotopen

Die transmurale Evaluation der myokardialen Perfusion ist in Abbildung 15 wieder­­ge­geben. Unter Kontrollbedingungen betrug der Blutfluß im LAD Ver­sorgungs­gebiet 0,98 ± 0,10 ml/g·min und 1,04 ± 0,11 ml/g·min im Bereich der LCX. Mit zunehmender Einengung der LAD durch den hydraulischen Okkluder nahm die Perfusion im ab­hängigen Stromgebiet erwartungsgemäß ab. Für die gering­gradige LAD-Stenose betrug der myokardiale Blutfluß 0,64 ml/g·min. Dies ent­sprach einer Reduktion der Perfusion von 34,7 ± 9,2%. Die mäßiggradige Stenose wies einen Fluß von 0,42 ± 0,13 ml/g·min (57,1 ± 8,7% Reduktion) und die hochgradige von 0,24 ± 0,09 ml/g·min (75,5 ± 7,1% Reduktion) auf. Die Unter­schiede der einzelnen [Seite 44↓]ex­peri­men­tellen Gruppen waren sowohl signifikant gegenüber der Kontrollgruppe, als auch unter­ein­ander. Mit zunehmender Re­duktion des Blutflusses im LAD Versorgungsgebiet fand sich eine kon­ti­nuierliche Steigerung der Perfusion im LCX abhängigen Anteil des Herz­muskels mit signifikanter Differenz für die Gruppe der hochgradigen LAD-Stenosen. Es wurde ein Anstieg von 1,04 ± 0,11 ml/g·min für die Kontrollgruppe auf 1,28 ± 0,23 ml/g·min für die hoch­gradigen LAD-Stenosen beobachtet.

Abb. 15: Signifikante Blutflußreduktionen im LAD-Gebiet in Ab­hän­gig­keit vom Grad der Stenose. Kom­pen­sa­to­rische Steigerung der Per­fusion im LCX-Bereich.
(*p<0,05; p<0,001; p<0,0001)

Die Analyse der subendokardialen und subepikardialen Perfusion ist der Tabelle 2 zu entnehmen. Die separate Auswertung machte deutlich, dass geringgradige Koronar­stenosen primär zu einer Reduktion des subendokardialen Blutflusses führten. Erst mit höhergradiger Lumeneinengung der Herzkranzgefäße dehnte sich diese Minder­perfusion transmural aus.

Tabelle 2: Separate Analyse der subendokardialen und subepikardialen Perfusion gemessen für das LAD- und LCX-Versorgungsgebiet mit radioaktiv markierten Mikrosphären.

Perfusion

n =

LAD

LCX

(ml/g·min)

 

subendo

subepi

subendo

supepi

Kontrolle

18

1,02 ± 0,11

0,94 ± 0,10

1,09 ± 0,12

0,99 ± 0,10

Geringgradig

6

0,45 ± 0,13

0,83 ± 0,16

1,19 ± 0,20

1,07 ± 0,16

Mäßiggradig

6

0,36 ± 0,12

0,48 ± 0,14

1,23 ± 0,21

1,12 ± 0,18

Hochgradig

6

0,22 ± 0,08

0,26 ± 0,09

1,34 ± 0,21*

1,34 ± 0,20*

* p < 0,05 vs. Kontrolle
p < 0,001 vs. Kontrolle
p < 0,0001 vs. Kontrolle


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6.3.2.3.  MR-First-Pass Bildgebung und Datenanalyse

Nach bolusförmiger Applikation von Polylysin-Gd-DTPA zeigte die MR-First-Pass Bild­­gebung für die Tiere der Kontrollgruppe eine homogene Signal­ver­teilung im ge­samten Myokard des linken Ventrikels (Abb. 16.a). Bei gering­gradigen Stenosen stellte sich ein subendokardialer Perfusionsdefekt in der anterioren Herzwand dar (Abb. 16.b). Mit zu­nehmender Stenosierung weitete sich dieser Defekt zu einer transmuralen Läsion aus. Bei den mittel- und hoch­gradigen Stenosen konnte visuell kein Unterschied der Signal­intensität in minder­perfundierten Arealen festgestellt werden (Abb. 16.c/d).

Abb. 16:.a: Homogenes Signalver­hal­ten in der Kontrollgruppe nach Ap­pli­ka­ti­on von Polylysin-Gd-DTPA

Abb. 16.b: Subendokardiale Reduk­tion des Signals bei geringer LAD-Stenose.

Abb. 16.c: Transmuraler Perfusions­defekt bei mittelgradiger Okklusion der LAD.

Abb. 16.d: Visuell kein eindeutiger Un­­ter­schied zwischen mittel- und hoch­gradigen Läsionen.


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Der Vergleich der transmuralen Perfusionswerte zeigte eine exzellente lineare Kor­re­la­ti­on (r=0,93, p<0,01) zwischen den Daten der MR-Bildgebung und den Messungen mit den radio­aktiven Mikrosphären (Abb. 17). Für diesen Vergleich wurde auch für die Mikrosphärendaten das Verhältnis LAD-/LCX-Region ge­bildet. Es wurde die gute Über­ein­stimmung der beiden unter­schiedlichen Methoden deutlich.

Abb. 17: Exzellente li­ne­are Korrelation zwi­schen den Perfusions­mes­sungen mit MR und Mikrosphären.

Faßte man die einzelnen Perfusionsdaten entsprechend den vorher definierten ex­pe­ri­men­tellen Gruppen zusammen, so wurde deutlich, dass bei einer trans­muralen Aus­wer­tung der myokardialen Perfusion mit MRFP Messungen gering­gradige Blut­fluß­re­duk­ti­onen nicht eindeutig nachgewiesen werden konnten (Abb. 18). Die Kontrollgruppe und die Gruppe mit der geringgradigen LAD-Stenose wiesen keinen signifikanten Unter­schied auf. Im Gegensatz dazu konnten die mäßig- und hochgradigen Blut­fluß­reduktionen mit den transmuralen MR-Analysen eindeutig signifikant detektiert werden.

Abb. 18: Transmurale MRFP Mes­sungen las­sen keinen eindeutigen Nach­weis von gering­gradigen myo­kardia­len Blutfluß­reduk­ti­on­en zu.


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Erst die separate Auswertung der MRFP Perfusionsmessungen für das subend­okardiale und subepikardiale Myokard war in der Lage auch geringe Blutfluß­reduktionen unter Ruhe von 34,7 ± 9,2% eindeutig nachweisen zu können (Abb. 19). Entscheidend hierfür war die sprunghafte Reduktion der subendo­kardialen Perfusion bereits für geringe LAD-Stenosen.

Abb. 19: Die separate Analyse der sub­­endo­kardialen Perfusion ge­stattet die Detektion geringgradiger LAD-Stenosen mit MR-Perfusions­messungen

6.3.2.4. MR-Tagging und Datenanalyse

In der Kontrollgruppe fand sich eine weitestgehend homogene Deformierung des ge­samten linken Ventrikels. Mit zunehmender Okklusion der LAD und kon­se­ku­tiver Min­der­perfusion im abhängigen Stromgebiet zeigte sich eine Abnahme der myo­kardialen Kontraktilität in der anterioren Herzwand. Je höher der Stenose­grad, desto stärker war die Abnahme der Funktionalität (Abb. 20). Es konnte eine reziprok lineare Beziehung mit einem signifikanten Korrelationskoeffizienten beobachtet werden.

Abb. 20: Reziprok lineare Korrelation des Eigen­vektors λ1 und des Stenose­­grades.


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Faßte man die Ergebnisse der Einzeltiere in den vorher definierten experimentellen Gruppen zusammen, so konnten die unterschiedlichen LAD-Stenosengrade mit Hilfe des Eigenvektors λ1 signifikant unterschieden werden. Sowohl gegenüber der Kontrollgruppe, als auch untereinander waren die Gruppen signifikant unterschiedlich (Tab. 3).

Tabelle 3: Deformierungsparameter im anterioren Stromgebiet. Kontinuierliche Abnahme der Funktionalität mit zunehmender Minderperfusion.

LAD-Gebiet

n =

Lambda 1

Lambda 2

Beta (°)

Kontrolle

18

1,30 ± 0,04

0,81 ± 0,03

11 ± 6

Geringgradig

6

1,15 ± 0,07*

0,85 ± 0,06

17 ± 10

Mäßiggradig

6

1,09 ± 0,06*

0,94 ± 0,05*

20 ± 11

Hochgradig

6

1,06 ± 0,05

0,95 ± 0,03*

22 ± 12*

* p < 0,05 vs. Kontrolle
p < 0,02 vs. Kontrolle

Interessanterweise konnte mit abfallender Funktionalität in der anterioren Herzwand eine an­steigende Kontraktilität in den posterioren Myokardanteilen beobachtet werden (Tab. 4). Übereinstimmend mit einer signifikanten Hyperämie im LCX-Gebiet bei hoch­gradiger LAD-Stenose fand sich auch eine signifikante Hyperkontraktilität, die sich über die Eigenvektoren λ1 und λ2 nachweisen ließ.

Tabelle 4: Kompensatorische Hyperkontraktilität im posterioren Stromgebiet bei progredienter Minderperfusion anterior.

LCX-Gebiet

n =

Lambda 1

Lambda 2

Beta (°)

Kontrolle

18

1,28 ± 0,05

0,82 ± 0,04

12 ± 8

Geringgradig

6

1,34 ± 0,07

0,79 ± 0,06

10 ± 10

Mäßiggradig

6

1,39 ± 0,07

0,77 ± 0,05

13 ± 9

Hochgradig

6

1,48 ± 0,08*

0,69 ± 0,04*

12 ± 8

* p < 0,05 vs. Kontrolle


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Abbildung 21.a-d gibt Beispiele für die Auswirkungen der unterschiedlichen LAD-Stenosen auf die myokardiale Funktionalität. Die Werte für den Eigen­vektor λ1 sind als Farb­skala den anatomischen Strukturen überlagert. In der Kontroll­gruppe stellte sich eine homogene Deformierung für den gesamten linken Ventrikel dar. Bereits eine ge­ringe Minderperfusion im LAD-Gebiet von 34,7 ± 9,2% in Ruhe führte zu einer Funk­ti­ons­minderung im betroffenen Areal (blaue Farbschattierungen in Abb. 21). Diese Funktionsminderung manifestierte sich insbesondere im subendokardialen Anteil der Herzwand, dort wo auch die myokardiale Minderperfusion zuerst beobachtet werden konnte. Bei mäßig- und hochgradigen LAD-Stenosen breitete sich die Kontraktilitäts­störung transmural aus und die zirkuläre Ausdehnung nahm konsekutiv zu. Mit steigen­der Funk­ti­ons­minderung anterior konnte eine progrediente Funktionssteigerung posterior (rote Farbschattierungen in Abb. 21) beobachtet werden.


[Seite 50↓]

Abb. 21:.a: Kontrollgruppe: Homogene Funktionalität im gesamten linken Ventrikel.

Abb. 21.b: Geringgradige LAD-Stenose: Verminderte Kontraktilität in der subendokardialen Schicht des anterioren Myokards.

Abb. 21.c: Mäßiggradige LAD-Stenose: Transmurale Funktions­min­derung in der anterioren Wand des linken Ventrikels. Posterior stellt sich eine geringe Hyperkontraktilität dar.

Abb. 21.d: Hochgradige LAD-Stenose: Deutliche Hyperaktivität posterior bei ausgedehnter Funktions­minderung anterior.


[Seite 51↓]

6.4.  MR-Perfusions- und Funktionsmessungen bei chronischer myo­kardialer Minder­perfusion: Eigene Untersuchungen

Die koronare Herzkrankheit ist typischerweise ein chronischer, häufig pro­gre­dienter pathophysiologischer Prozeß, der sich über viele Jahre erstrecken kann. Der natürliche Verlauf der KHK und die klinische Beschwerdesymptomatik wer­den entscheidend durch die Prävalenz und die Entwicklung von koronaren Kolla­te­ralen beeinflußt. Das Myo­kard, insbesondere die Ventrikel gehören zu den am besten kapillarisierten Ge­we­ben im menschlichen Körper (Abb. 22) (Bennett et. al. 1959). Die Kapillardichte beträgt im Sub­epi­kard ca. 2400 Kapillaren pro mm2 und im Subendokard ca. 2000 Kapillaren pro mm2 (Rakusan 1971).

Abb. 22: Aufnahme eines Korrosions­präparates der Koronararterienver­zwei­gungen im linken Ventrikel. Große Arterien durchziehen das Epi­kard und geben kleinere Äste in die tieferen Schichten des Myokard ab.

Unter physiologischen Perfusionsverhältnissen handelt es sich bei den koronaren Ge­fäßen um funktionelle Endarterien. Bestehende Anastomosen haben keine hämo­­dynamische Bedeutung für die Blutversorgung des Myokards. Anders ver­hält es sich bei Patienen mit chronischer Sauerstoffunterversorgung des Herz­muskels. Es ist bekannt, dass eine langsam fortschreitende KHK die Ausbildung von Kollateralen fördert. Dabei kommt es nicht zu einer passiven Dehnung bereits vorhandener Ana­sto­mosen, sondern zu einem aktiven Wachstumsprozeß mit Mitosebildungen der endo­thelialen Zellen (Schaper et. al. 1988). Das Aus­maß der­artiger Kollateralnetze ist für die Überlebenszeiten der Patienten ent­scheidend (Fischer Hansen 1989). Während die Myokardperfusion unter Ruhe­be­din­gungen häufig suffizient über Kollateralen erfolgen kann, fehlt diesen Ersatz­ge­fäßen jedoch die MöglichkeitsichannotwendigeStei­ge­rungendesBlutbedarfs ad­äquat anzupassen, was zu einer relativen Unterversorgung unter Belastung führt.


[Seite 52↓]

In diesem Abschnitt soll anhand von experimentellen Tierstudien nachgewiesen werden, welchen Beitrag die MRT für die Beurteilung der kardialen Perfusion und Funktion bei chronischer myokardialer Minderperfusion leisten kann.

6.4.1. Material und Methode

6.4.1.1. Tiermodell

Bei der experimentellen Simulation der chronischen myokardialen Minder­per­fu­sion bedarf es eines Tiermodells, bei dem die langsame Okklusion der Herz­kranz­gefäße zur Ausbildung von Kollateralen führt. Der langsame Verschluß einer Koronararterie kann mit einem Ameroid-Okkluder er­zeugt werden, der pro­gre­dient über Tage das Gefäß­lumen zunehmend einengt und ab­schlie­ßend voll­ständig okkludiert (White et. al. 1992). In vielfachen Studien wurde die Validität dieses Tiermodells mit Schweinen bestätigt (O'Konski et. al. 1987; Roth et. al. 1987). Bei Hunden konnte eine derart ausgeprägte Kollateralbildung nachge­wiesen werden, die weniger der menschlichen Patho­physio­logie entsprach (Heusch et. al. 1987).

Die tierexperimentellen Arbeiten und die notwendigen invasiven Maßnahmen er­folgten nach international anerkannten Richtlinien, wie sie in 'Position of the American Heart Association on Research Animal Use' festgelegt sind. 20 Mini­schweine wurden in dieser Studie untersucht, die ein Körpergewicht zwischen 30-35 kg hatten. Zehn männ­liche und zehn weibliche Tiere wurden so in zwei Gruppen aufgeteilt, dass jede Gruppe jeweils fünf Tiere von jedem Geschlecht um­fasste. Bei den Tieren der Gruppe 1 wurde unter adäquater Anästhesie eine links­laterale Thorakotomie im vierten Interkostalraum durch­geführt und die Arteria circumflexa frei­prä­pa­riert. Abgangsnah wurde die LCX mit einem Ameroid-Okkluder (2,0 - 2,5 mm) umschlungen. Ein Katheter (äußerer Durch­messer 3,0 mm) wurde zur Registrierung der linksventrikulären Drücke im linken Ventrikel pla­ziert. Ein weiterer Katheter wurde zur Quantifizierung der aortalen Blut­druck­werte in die Aorta aszendens vorgeschoben. Ein zusätzlicher links­atrialer Katheter diente der Applikation von radioaktiv markierten Mikrosphären und von Kontrastmittel. An­schließend wurden das Perikard und der Thorax wieder verschlossen und die Tiere er­hielten eine Zeitspanne von 25 ± 3 Tagen um sich von der Operation zu erholen und um koronare Kollateralen auszubilden. Der progrediente Verschluß der LCX verur­sachte eine Minderperfusion im Bereich der linksventrikulären Hinterwand (Abb. 23).


[Seite 53↓]

Abb. 23: Versorgungsgebiet der linken Arteria circumflexa. Der chronische Ver­schluß dieser Herzkranzarterie ver­ursacht eine Minderperfusion im Bereich der linksventrikulären Hinter­wand.

Bei den Tieren der Gruppe 2 wurde eine Scheinoperation durchgeführt. Dabei stimmten sämtliche Instrumentationsschritte und Katheterimplantationen mit denen von Gruppe 1 überein, lediglich der Ameroid-Okkluder wurde nicht eingesetzt. Auch die Tiere der Gruppe 2 erhielten eine Erholungsphase von 25 ± 3 Tagen zwischen der operativen In­stru­mentation und dem MR-Experiment.

6.4.1.2. Untersuchungsprotokoll

Für das MR-Experiment erhielten die Schweine eine intravenöse Pheno­barbital­narkose (30 mg/kg Körpergewicht) und wurden intubiert. Mit Hilfe eines Be­atmungs­gerätes (Typ 900 C, Siemens Elema, Solna, Schweden) wurden die Tiere unterstützend mit Sauer­stoff versorgt. Über die implantierten Katheter wurden kontinuierlich die hämo­dynamischen Daten der Tiere aufgezeichnet. Gemessen wurden die Herzfrequenz, der mittlere linksventrikuläre systolische Druck und der mittlere Aortendruck. Unter Ruhebedingungen wurden MR-First-Pass Messungen der myokardialen Perfusion durchgeführt, wie sie unter 6.3.1.3. aus­führlich beschrieben worden sind. Es kam die bereits vorgestellte ultraschnelle Mehrschicht-FLASH-Frequenz zur Anwendung, mit der drei Meßschichten von 10 mm Breite parallel akquiriert wurden (Tsekos et al. 1995). 40 konsekutive Messungen erfolgten EKG-getriggert. Als Kontrastmittel wurde erneut Poly­lysin-Gd-DTPA in einer Menge von 0,05 mmol/kg Körpergewicht ver­wandt, welches mit einer Injektionsgeschwindigkeit von 7 ml/s über den linksatrialen Katheter ver­abreicht wurde. Parallel zu den MRFP Perfusionsmessungen erfolgte die ab­solute Blut­flußquantifizierung mit radioaktiv markierten Mikrosphären (46Scandium, 95Niobium), wie aus­führ­lich unter 6.3.1.4. beschrieben. Injiziert wurde eine Suspension von ca. 3 x 106 Partikel über den Katheter im linken Vor­hof. Die Bestimmung des absoluten Blutflußes erfolgte in Milliliter pro Minute und Gramm Myokardgewicht (ml/min·g) durch Messung der [Seite 54↓]regionalen Radio­aktivität. Im Ruhezustand wurden zusätzlich noch MR-Tagging Untersuchungen bei allen Tieren akquiriert, so wie diese unter 6.3.1.5. eingehend beschrieben sind. Zur Anwendung kamen die gleiche Meßsequenz und das gleiche Analyse­programm (Axel et al. 1992).

Nach Abschluß der Ruheuntersuchungen wurden die Tiere einem pharmako­logischen Streß ausgesetzt. Dafür wurde Dobutamin in einer Menge von 4 μg/kg Körpergewicht pro Minute (μg/kg·min) injiziert. Unter Streßbedingungen wurden die Perfusions­messungen mit der MRT und den radioaktiven Mikro­sphären sowie das MR-Tagging in gleicher Weise wiederholt. Nach Abschluß aller Untersuchungen erhielten die Tiere eine Überdosis Phenobarbital. Nach Ent­nahme der Herzen wurden diese fixiert und aufgearbeitet, wie unter 6.3.1.4. be­schrieben. Zusätzlich wurde der vollständige Ver­schluß der LCX durch den Ameroid-Okkluder verifiziert.

6.4.1.3. Statistische Analyse

Die hämodynamischen Daten für die Herzfrequenz, die mittleren links­ventrikulären systolischen Druckwerte und der mittlere Aortendruck wurden inner­halb und zwischen den ex­perimentellen Gruppen statistisch verglichen.

Die Auswertung der MRFP-Messungen und der MR-Tagging Analysen erfolgte ge­­trennt für die linksventrikuläre Hinterwand, welche das Stromgebiet der be­troffenen Arteria circumflexa darstellte sowie für die Vorder­wand, welche als intra­individueller Vergleich diente. Darüber hinaus wurden die Werte für die gleichen Perfusionsareale zusätzlich zwischen den Gruppen verglichen.

Die statistische Methode, welche die Mittelwerte von zwei Gruppen miteinander ver­­gleicht, ist im parametrischen Fall der t-Test. Im vorliegenden Versuchsplan wurde die verwendete Tierpopulation in zwei Gruppen unterteilt, die sich durch die Art des operativen Eingriffes unterschieden. Das angemessene statistische Verfahren für den Mittelwertvergleich zwischen den Gruppen war bei normal­verteilten Daten der unge­paarte t-Test. Die Meßwerte unter Ruhebedingungen und nach pharmakologischer Streß­induktion wurden innerhalb der Gruppen mit dem gepaarten t-Test verglichen. Da­bei sollte das Signifikanzniveau ermittelt werden, wobei die Fehlerwahrscheinlich­keit der ersten Art mit α = 5% festgelegt wurde. Der t-Test wurde zum Mittel­werts­vergleich der hämodynamischen Daten, der myokardialen Perfusionswerte und der Tagging­messungen zwischen und innerhalb der experimentellen Gruppen verwendet.


[Seite 55↓]

6.4.2.  Ergebnisse

6.4.2.1. Hämodynamische Daten

Die Übersicht der hämodynamischen Daten ist in Tabelle 5 zusammengestellt. Mit Applikation des pharmakologischen Streßes kommt es zu einem signifi­kanten Anstieg der Herzfrequenz, des mittleren linksventrikulären systolischen Druckes und des mittleren Aortendruckes innerhalb jeder Gruppe. Unter Ruhe- und Streßbedingungen finden sich zwischen den beiden experimentellen Gruppen keine signifikanen Unter­schiede (Tab. 5).

Tabelle 5: Hämodynamische Daten unter Ruhe und pharmakologischem Streß mit Dobutamin für die beiden experimentellen Gruppen. (HF: Herzfrequenz, LVSP: linksventrikulärer systolischer Blutdruck, AO: aortaler Mitteldruck)

 

Ameroid-Gruppe

Kontroll-Gruppe

(n = 10)

Ruhe

Streß

Ruhe

Streß

HF

(min-1)

92 ± 9

136 ± 16

93 ± 8

134 ± 16

LVSP

(mmHg)

136,9 ± 6,5

155,8 ± 11,2

134,4 ± 8,1

155,1 ± 9,8

AO

(mmHg)

115,8 ± 8,5

135,7 ± 11,9

118,4 ± 10,2

137,8 ± 12.1*

* p < 0,005 vs. Ruheuntersuchung
p < 0,0003 vs. Ruheuntersuchung

6.4.2.2. Absolute Blutflußbestimmung mit Radioisotopen

Gemessen wurde der myokardiale Blutfluß im Stromgebiet der LAD und LCX für die Kontrollgruppe und für die Ameroidgruppe unter Ruhe- und unter Streß­bedingungen. Das Verhältnis aus der Perfusion unter Belastung zu der Ruhe­per­fu­sion beschrieb die Perfusionsreserve. Es fand sich eine vergleichbare Durch­blutung für die anteriore und posteriore Wand des linken Ventrikels unter Ruhe­bedingungen (Tab. 6).

Tabelle 6: Absolute Blutflußquantifizierung mit radioaktiven Mikrosphären. Die Perfusionsreserve im okkludierten LCX-Gebiet ist signifikant vermindert.

 

LAD-Gebiet

LCX-Gebiet

(n = 10)

Kontrolle

Ameroid

Kontrolle

Ameroid

Ruhe (ml/g·min)

1,41 ± 0,39

1,35 ± 0,34

1,48 ± 0,39

1,57 ± 0,32

Streß (ml/g·min)

8,28 ± 1,02

8,20 ± 1,20

8,76 ± 1,03

2,64 ± 0,42*

Perf.-Reserve

5,87 ± 1,33

6,06 ± 1,24

5,91 ± 1,23

1,68 ± 0,41*

* p < 0,00001 vs. Kontrolle


[Seite 56↓]

Die chronische Okklusion der LCX hatte 25 ± 3 Tage nach der Instrumentierung keinen Einfluß auf die Ruhedurchblutung. Anders verhielt es sich unter pharma­ko­logischer Streßprovokation. Nach Applikation von 4 μg/kg·min Dobutamin stieg die Perfusion im LAD-Ver­sor­gungs­gebiet bei allen Tieren um das nahezu sechs­fache an. Während die Perfusions­reserve bei den Kontroll­tieren im LCX-Areal auch 5,91 ± 1,23 betrug, lag die Perfusions­steigerung im ok­klu­dierten LCX-Stromgebiet der Ameroidgruppe bei 1,68 ± 0,41 und war damit signifikant gegen­über der Kontrollgruppe vermindert (Tab. 6). Die neu­ge­bildeten Kol­la­te­ralen im Versorgungsgebiet der okkludierten A. circumflexa waren nicht in der Lage den streßinduzierten Per­fusionsmehr­­bedarf zu decken.

6.4.2.3. MR-First-Pass Bildgebung und Datenanalyse

Die Datenanalyse erfolgte anhand der methodischen Grundlagen, die unter 6.3.2.3. aus­führ­lich dargestellt sind. Sämtliche Datensätze dieser Studie waren quantitativ aus­wert­bar. Die MR-Perfusionswerte wurden als relative Meßgrößen be­rechnet. Intraindividuell wurden die Messungen für die anteriore und posteriore linksventrikuläre Herzwand miteinander in Beziehung gesetzt. Für die Kalkulation der Perfusionsreserve wurden die übereinstimmenden arteriellen Ver­sorgungsgebiete beim gleichen Versuchstier vor und nach Streßinduktion ver­glichen. Der Vergleich der Einzeltiere zeigte im Ruhezustand einen ver­gleichbaren MR-Perfusionsindex für die Kontrollgruppe und die Tiere mit dem Ameroid-Okkluder (Abb. 24).

Abb. 24: Der MR-Perfusions­index zeigt eine vergleichbare Durchblutung des Myokards für die Kontroll- und Ameroid­gruppe unter Ruhebedin­gungen


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Unter pharmokologisch induziertem Streß mit Dobutamin war der Perfusions­index für die Ameroidgruppe signifikant kleiner als für die Kontrolltiere, was sich durch eine in­ad­­äquate Perfusionssteigerung im LCX-Versorgungsgebiet er­klären ließ (Abb. 25).

Abb. 25: Die MRFP-Perfusionsmessungen weisen eine signifikant verminderte Durchblutung für die Ameroid­gruppe unter Dobutaminstreß nach.
(* p<0.0001 )

Die Berechnung der Perfusionsreserve aus diesen Meßwerten unter Ruhe- und Streß­bedingungen zeigte eine signifikant verminderte Perfusionsreserve in der LCX-Strom­bahn der Tiere mit Okkluder (Abb. 26).

Abb. 26: Beim interindividuellen Vergleich zeigt sich, dass die Perfusionsreserve im LCX-Versorgungsgebiet der Ameroid­gruppe signifikant vermindert ist. Im Bereich der LAD finden sich keine relevanten Differenzen.


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6.4.2.4.  MR-Tagging und Datenanalyse

MR-Tagging zeigte eine homogene Kontraktilität im LAD- und LCX-Gebiet für alle Tiere in Ruhe. Der in Abbildung 27 und 28 wider­ge­ge­bene Eigenvekor λ1 ist physiologisch am ehesten mit der systolischen Herz­wand­verdickung vergleich­bar. Die Ruhe­funktion zeigte keine signifikanten Unterschiede. Eine Minder­funk­tion nach chro­nischer Okklusion der Arteria circumflexa konnte somit nicht nachgewiesen wer­den. Die Sauerstoff­ver­sorgung des Myokards über die neuge­bildeten Kollateralen war ausreichend, um eine Ruhe­funktion aufrechtzuerhalten, die sich nicht von der Kontraktilität gesunder Tiere unter­schied.

Abb. 27: Im Versorgungsgebiet der LAD findet sich nach Gabe von Dobutamin ein signifikanter Funktionszuwachs, gleicher­maßen für die Kontroll- und die Ameroidgruppe.
(* p< 0,00001 )

Nach Gabe von 4 μg/kg·min Dobutamin zeigte sich bei den Kon­troll­tieren eine sig­nifikante Funktionssteigerung in allen Anteilen der linksventrikulären Herz­wand. Da Dobutamin einen positiv inotropen Effekt am Myokard ausübt war diese Beobachtung unter pharmakologischen Überlegungen zu erwarten. Gänz­lich anders stellte sich die Situation für das okkludierte LCX-Versorgungsgebiet der Tiere mit dem Ameroid-Okkluder dar (Abb. 28). Trotz Dobutamingabe kam es zu keinem sig­ni­fi­kanten Anstieg der gemessenen λ1-Werte in diesem Areal.

Abb. 28: Im Versorgungsgebiet der Arteria circumflexa führt der Dobutaminstreß bei den Ameroid­tieren zu keinem ein­deutigen Funktionsanstieg.
(* p< 0,00001 )


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Dieser Sachverhalt spiegelte sich gut in den Tagging-Bildern wider. Die ana­to­mischen Strukturen wurden von den analysierten λ1-Werten überlagert, die in einer Grauwerte-Skala dargestellt waren. Abbildung 29 zeigt ein Beispiel für ein Kontrolltier unter Dobutamingabe. Die Funktionalität war im Bereich der ge­samten linken Ven­tri­kel­wand homogen gegenüber der Ruhekontraktilität ge­steigert.

Abb. 29: Homogene Kon­trak­tilität des gesamten linken Ventrikels unter Do­bu­tamin bei den Kontroll­tieren.

Das in Abbildung 30 dargestellte Beispiel entstammte der Ameroidgruppe. Das über Kollateralen versorgte Myokardgebiet konnte die unter Dobutamingabe not­wendige Leistungssteigerung nicht aufbringen. Die λ1-Werte sind deutlich ver­mindert. Der visuelle Eindruck der MR-Bilder wurde durch die analytische Auf­arbeitung der Daten bestätigt. Die verminderte Kontraktilität ist sowohl inter-, als auch intraindividuell signifikant nachweisbar.

Abb. 30: Fehlende Kon­trak­tilitätsreserve unter Do­bu­tamingabe in der LCX-Region.


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03.06.2005