8.  Diskussion

ImVergleich zu den in der myokardialen Vitalitätsdiagnostik schon seit längerem eta­blie­rten nuklearmedizinischen Techniken steht die Magnetresonanztomo­graphie noch am Anfang ihrer klinischen Nutzung (Pohost et al. 1977). Aufgrund ihrer hohen räum­lichen Auflösung mit guter Abbildung der myokardialen Ana­to­mie eignet sich die MRT be­sonders gut zur Erfassung und Charakterisierung von morpho­logischen und funk­tio­nellen Veränderungen des Myokards. Morpho­lo­gische Defekte treten infolge von Narben­bildungen nach transmuralen Myokard­infarkten im chronischen Stadium auf (White et. al. 1988). Die Infarktzone hebt sich dabei gegenüber postischämisch aki­ne­tischem aber vitalem Myokard durch eine ausgeprägte Wandverdünnung ab (Roberts et. al. 1983). Im Gegen­satz dazu eignen sich morphologische MRT-Parameter nicht zur Differenzierung zwischen avitalem und vitalem Myokard in der Phase der akuten und sub­akuten Myo­kard­infarkte, da diese selbst bei transmuraler Ausdehnung keine Wand­ver­dünnung im Infarkt­areal aufweisen müssen (Mallory et. al. 1939). Aus diesem Grund sind MRT-Wand­dicken­messungen bei Patienten mit erst kurzfristig zurückliegender ischämischer Schädigung des Herzmuskels nicht geeignet, um vitales Myokard von Narben­gewebe zu differenzieren. Diese diagnostische Lücke kann durch MR-Perfusions- und MR-Funktionsuntersuchungen geschlossen werden, welche die direkten Para­meter der myo­kardialen Vitalität regional erfassen.

Eine Myokardminderperfusion hinterläßt unterschiedliche Folgezustände. Wenn eine schwere Ischämie länger als 20 Minuten anhält, entwickelt sich ein Infarkt, und ein ir­re­ver­sibler Verlust der kontraktilen Funktion tritt ein (Reimer et. al. 1977). Wenn die myo­kardiale Ischämie weniger schwer, aber dennoch lange an­haltend ist, kann das Myokard vital bleiben, seine kontraktile Funktion ist jedoch chro­nisch reduziert. Die Kontrak­ti­li­tät normalisiert sich dann erst nach Re­per­fu­sion. Dieser Zustand ist als 'Hibernating' be­zeichnet worden (Rahimtoola 1989). Desweiteren kann eine Myokardischämie durch Reperfusion beseitigt wer­den, die vollständige Erholung der kontraktilen Funk­ti­on reversibel ge­schä­digten Myo­kards erfolgt jedoch nicht unmittelbar und kann er­heb­liche Zeit er­fordern (Heyndrickx et. al. 1975). Dieses Phänomen einer postischämischen Dys­funk­­tion wurde als myokardiales 'Stunning' bezeichnet (Braunwald und Kloner 1982).

Per defini­tionem sind Hibernating und Stunning durch einen Zustand reversibler, kon­­trak­tiler Dys­funktion gekennzeichnet. Beim Hibernating ist die Durchblutung re­duziert, beim Stunning ist die Perfusion vollständig wiederhergestellt. Die Iden­ti­fizierung von Hibernating Herzmuskelgewebe spielt in der myokardialen Vita­litätsdiagnostik insofern eine wichtige Rolle, als die betroffene Myo­kard­re­gionen nach Revaskularisation eine voll­kommene Restitution ihrer kontraktilen Funk­tion zeigen können. Ob die patho­physiologischen Mechanismen, die dem Hibernating und dem Stunning zugrunde liegen, tatsächlich verschieden sind oder nicht, ist Thema der wissenschaftlichen Diskussion (Marban 1991; Schaper 1991).

WelchenBeitragkönnendieMRT-TechnikenimakutenInfarktstadiumleisten, um post­­­ischämisch akinetisches aber wieder perfundiertes Myokard von in­farziertem Gewebe zu unterscheiden?

Wandbewegungsstörungen lassen sich mit der MRT, ins­besondere bei Ver­wen­dung der Tagging-Technik und der damit verbundenen Dar­stellungs­möglichkeit des Herzzyklus, gut erkennen (Rodenwaldt et. al. 1999). Da schwere Wand­be­we­gungs­störungen sowohl für infarziertes Myokard, als auch für re­ver­sibel ge­schä­digtes Gewebe charakteristisch ist, kann mit einer MRT-Kontrak­tili­täts­analyse allein keine sichere Differenzierung zwischen vitalem und infarziertem Myo­kard erreicht werden. Folglich ist die alleinige magnet­resonanztomographische Quan­ti­­fi­zierung myokardialer Regionen mit schweren Kontraktilitätsstörungen kein zu­­ver­lässiger Maßstab für die Infarktausdehnung und das Infarktvolumen. MR-First-Pass Perfusionsmessungen mit Kontrastmittel bieten additiv die Möglich­keit, die Durch­blutung des Herzmuskelgewebes zu messen und mit diesen zu­sätz­lichen Informationen die genannten pathophysiologischen Zustände des Myo­­kards zu differenzieren (Kraitchman et al. 1996).

Die Bestimmung der Perfusionsverhältnisse mittels MRT unterscheidet sich in der Ver­wendung von Kontrastmitteln. Methoden, die auf natürliche, perfusions­ab­­hängige Kon­trast­mechanismen basieren, wie Magnetisierungstransfer, Mar­kie­rung von arteriellem Blut und der BOLD-Effekt ('blood oxygenation level-dependent') haben den Nachteil, dass die meßbaren Signal­unter­schiede nur sehr klein sind (Atalay et. al. 1995; Balaban et. al. 1991; Prasad et. al. 1993; Williams et. al. 1993). Im Gegensatz dazu haben sich die Methoden, welche die Kon­trastmittelaufnahme im Herzmuskel ab­bilden, als sehr zu­verlässig erwiesen (Eichenberger et al. 1994). Allerdings müssen dazu die Bild­auf­nahme­techniken der Kontrast­mittel­konzentration im Gewebe angepaßt werden, was die An­forderungen an die Meß­methoden erhöht. Bei konventionellen schnellen Gra­dienten­­echo­sequenzen wird jedes aus­gelesene Echo von einem eigenen An­regungs­­impuls generiert. Im Gegensatz dazu kann mittels echoplanarer Bild­gebung ('echo planar imaging', EPI) ein ganzes Bild mit nur einem einzigen Radio­­frequenz­anregungs­impuls erzeugt werden, was die Meßzeit er­heblich ver­ringert (Saeed et. al. 1994). Der Nachteil von EPI liegt in der Reduktion der Frei­heits­­grade zur Einstellung des gewünschten Kon­trastes und der höheren Empfind­­lich­keit gegenüber T₂ ^*- und Flußeffekten. Eine Kom­bi­na­tion von Turbo­gradienten­echo­sequenz und EPI scheint die Vorteile beider Sequenzen zu ver­einen (McKinnon 1993). Die methodischen Anforderungen an eine kontrast­mittelunterstützte Abbildungssequenz zur Bestimmung der Myokard­per­fu­sion lassen sich folgendermaßen zusammenfassen: Der Bildkontrast muß von der Kon­trast­mittelkonzentration abhängig sein. Die Signal­intensitäten im Blut und im Herz­muskel dienen zur quantitativen Bestimmung der Myo­kard­perfusion mittels pharma­kinetischer Modelle. Die Ortsauflösung soll eine Dif­fe­ren­zie­rung der subendo- und der subepikardialen Durchblutung ermöglichen. Die zeitliche Auf­lösung muß der Kinetik des Kontrastmittels angepaßt sein.

Vorausgegangene Studien konnten belegen, dass MRFP Perfusions­messungen die myo­kardiale Durch­blutung nicht invasiv beurteilen können (Higgins et. al. 1990; Pattynama und de Roos 1995; Saeed et. al. 1992; Schmiedl et. al. 1989; Schwitter et. al. 1999; Wilke et. al. 1999). Trotz dieser Kenntnisse ist aktuell weiterhin unklar, wieweit die koronare Durch­blutung akut reduziert sein muß, damit die daraus resultierenden Veränderungen mit den genannten MR-Methoden zuverlässig [Seite 80↓]nachgewiesen werden können (Hearse 1979). Das in den vorgestellten Studien verwandte Tiermodell für die akute myokardiale Minder­­perfusion ist bereits in vorausgegangenen Untersuchungen validiert und re­pro­du­ziert worden (Bache and Schwartz 1982; Schwartz et al. 1983). Die hydraulische Okklusion stellt eine Instrumentierung dar, die es erlaubt akute Koronarstenosen definierten Ausmaßes zu erzeugen. Kompensationsmechanismen aufgrund von Kollateralbildungen kön­nen bei diesem Modell völlig ausgeschlossen werden. Die trans­murale Quan­ti­fizierung des myo­kardialen Blutflusses mittels MRFP-Per­fusions­messungen ist geeignet unter Ruhe­bedingungen akute mittel- und hoch­gradige Koronar­stenosen nachzuweisen, die mit einer Blutflußreduktion von 57,1 ± 8,7% bzw. von 75,5 ± 7,1% verbunden sind. Relativ milde Stenosen von 34,7 ± 9,2% sind mit dem trans­muralen Meßverfahren nicht zu detektieren. Erst die separate Aus­wertung der sub­endokardialen und der subepikardialen Muskel­schichten macht eine Erfassung dieser milden Perfusionsveränderungen möglich. Um derart um­schriebene Ver­än­de­rungen dar­stellen zu können bedarf es einer Bild­gebung, die über eine gute räumliche Auflösung ver­fügt. Die vorgestellten MR-Messungen besitzen eine Pixelgröße von 2,1 x 2,3 mm, was als Voraussetzung für die Erfassung einzelner Muskelschichten angesehen werden muß (Wilke et al. 1999).

Die nuklearmedizinischen Tests zur Messung der myokardialen Perfusion, wie die ²⁰¹ Thallium-Szintigraphie und die ^99m Technetium-Sestamibi SPECT weisen moderate Myo­kardhypoperfusionen oder initiale Blutflußveränderungen nur unter Stressbelastung nach (Buell et. al. 1990). Eine Ursache hierfür liegt in der schlechteren räumlichen Auf­lösung dieser Methoden, die in einer Größen­ordnung von 15-20 mm für SPECT liegt (Patterson et. al. 1994). Aufgrund dieser limitierten räumlichen Auflösung sind diese Verfahren nicht in der Lage sub­endo­kardiale Minderperfusionen nachzuweisen, die ein frühes Zeichen der milden myokardialen Minderperfusion sind.

Die vorgelegten Studien belegen, dass die MRFP-Messungen geeignet sind akute myo­kardiale Perfusionsänderungen relativ zum gesunden Gewebe auch unter Ruhe zu messen (Rodenwaldt et. al. 2000b). Bei mathematischer Simulation der Ge­webe­per­mea­bi­li­tät für das eingesetzte Kontrastmittel und unter Be­rück­sich­ti­gung eines Verteilungs­modells mit mehreren Kompartimenten können die myo­kardialen Blutflußwerte auch absolut quantifiziert werden (Wilke and Jerosch-Herold 1998). Dies hat den besonderen Vorteil, dass Vergleichsmessungen im gesunden Ge­webe für die Berechnungen nicht notwendig sind. Auf diese Weise können auch die Perfusionswerte bei Patienten suffizient ana­lysiert werden, bei denen der Koronarstatus unbekannt ist und kein Vergleichsstandard vorliegt.

Für die Beurteilung der Herzfunktion mit der Magnetresonanztomographie stehen zwei unter­­schiedliche methodische Ansätze zur Verfügung (Lima et. al. 1993). Mit Hilfe von Cine-Sequenzen lassen sich die Herzwandbewegungen visualisieren. Dabei werden die Funkions­para­meter an­hand von Myokard­ver­dickungen und -bewegungen analysiert, die relativ zu der epi­kardialen und endo­kardialen Myokardoberfläche erfolgen. Eine we­sent­liche Limita­tion dieser Technik besteht darin, dass die Konfigurationsänderungen inner­halb der Herz­wand aufgrund fehlender anatomischer Orientierungspunkte nicht be­ur­teilt wer­den kann. Die Rotationsbewegungen der Ventrikelwand bleiben bei diesem Ver­fahren völlig un­berücksichtigt. Die MR-Tagging Methode zur Beurteilung der myo­kardialen Funk­tio­na­li­tät unterliegt nicht dieser Beschränkung, da bei dieser Technik ein artifizielles Mar­kie­rungs­netz über das Myokard projiziert wird, welches alle Be­we­gungen und De­formierungen des Herzmuskels wiedergibt (Axel and Dougherty 1989b). Ver­schiedene Studien an unterschiedlichen Tiermodellen und am Menschen haben gezeigt, dass das MR-Tagging eine geeignete Methode ist, um die myokardiale Kontraktilität zu beurteilen (Bolster et. al. 1990; Geskin et. al. 1998; Young et. al. 1993).

Die durchgeführten MR-Tagging Unter­suchungen weisen kontraktile Funktions­stö­rungen unter Ruhebedingungen nach, die durch eine akute myokardiale Blut­fluß­re­duk­tion von 34,7 ± 9,2% hervorgerufen werden. Darüber hinaus ist die Methode ge­eignet, akute mittel- und hoch­gradige Kontraktilitätsstörungen graduell zu unter­scheiden, die unter Ruhebedingungen mit Blutflußreduktionen von 57,1 ± 8,7% bzw. von 75,5 ± 7,1% verbunden sind. Es findet sich eine lineare Beziehung zwischen dem Grad der Mangeldurchblutung und dem Aus­maß der myokardialen Deformierung. Besonders sensitiv hat sich dafür der Tagging-Parameter λ ₁ erwiesen, der mit der systolischen Wandverdickung korreliert (Young et al. 1994). λ ₂ , dessen physiologisches Korrelat der radialen Myokardverkürzung entspricht, kann die kontraktile Dysfunktion bei milden koronaren Stenosen nicht eindeutig nachweisen, ist aber in der Lage die Funk­tions­­minderung bei mittel- und hochgradigen myokardialen Blut­fluß­reduktionen auf­zuzeigen (Young et al. 1994). Eine ursächliche Erklärung für dieses Phänomen ist spekulativ, könnte sich jedoch in der Pathophysiologie der koronaren Minder­durch­blutung und in der Verlaufrichtung der unterschiedlichen Muskelfasern im Myokard­verband finden lassen (Prinzen et. al. 1984). Wie bereits aus der Literatur bekannt ist und in den vorgelegten Tierversuchen eindeutig reproduziert wurde, kommt es bei der milden koronaren Stenosen zu einer Perfusionsumverteilung vom Subendokard zum Sub­epikard (Gallagher et. al. 1985; [Seite 82↓] Sabbah et. al. 1981). Die longitudinal verlaufenden Muskelschichten im Subendokard sind am frühzeitigsten von der ischämischen Minder­durchblutung betroffen (Sabbah et al. 1981; Streeter et. al. 1969). Da die Funktion dieser Fasern insbesondere zu der systolischen Myokardverdickung beitragen, könnte ein Ausfall dieser Muskel­struk­turen insbesondere durch eine Reduktion des Eigenvektors λ ₁ repräsentiert werden. Erst bei progredienter Minderung der myokardialen Durchblutung kommt es auch zu einer Dysfunktion in den äußeren, zirkulär angeordneten Muskel­­schichten, die insbesondere zu der radialen Myokardverkürzung beitragen und am ehesten durch λ ₂ repräsentiert werden (Hexeberg et. al. 1995).

Andere Meßverfahren der kardialen Funktion, wie die Echokardiographie oder die szinti­graphische Ventrikulographie sind nicht in der Lage, unter Ruhe­bedingungen kontraktile Dysfunktionen bei geringgradigen Myokard­minder­per­fu­sionen nachzu­weisen (Chuah et. al. 1998). Aufgrund dessen ist bei diesen Methoden die pharma­kologische Stressinduktion notwendig, um die Sensibilität der Verfahren zu erhöhen (McNeill et. al. 1992; Minardi et. al. 1997).

Welchen Beitrag können die MRT-Techniken im chronischen Infarktstadium leisten, um akinetisches, minderperfundiertes Myokard von postischämischem Narben­gewebe zu unterscheiden?

Etwa vier Monate nach dem Infarktereignis ist die Nekrosezone vernarbt und läßt sich als Region enddiastolischer Wandverdünnung und fehlender systolischer Wand­dicken­zu­nahme auf Spin-Echo- und Gradienten-Echo-MRT-Bildern identi­fi­zieren (Sechtem et. al. 1987). Auf den ersten Blick bieten sich damit die aus der MRT-Wand­dicken­messung resultierende enddiastolische Wanddicke sowie die systolische Wanddickenzu­nahme als relativ einfach zu erfassende Parameter für die Differenzierung infarzierter und vitaler Myokardregionen an. Will man allerdings die erhobenen Meßwerte als diagnostisches Entscheidungskriterium zwischen Narbe und vitalem Myokard verwenden, so sollte sichergestellt sein, dass tatsächlich kein vitales Myokard im Infarktbereich persistiert.

Durch Okklusionsversuche provozierte transmurale Infarkte bei Ratten zeigten bei ab­ge­­schlossener Narbenbildung eine Wanddicke, die nur 35 ± 1% der Wand­dicke nicht infarzierter Myokardregionen entsprach. Nichttransmurale Infarkte führten zu keiner signifikanten Abnahme der myokardialen Wanddicke (Roberts et al. 1983). Im Gegensatz zu Ratten, die eine schlechte myokardiale Kolla­te­ra­li­sa­tion haben, verlaufen In­farkte bei Hunden aufgrund einer wesentlich besseren Kollateral­versorgung normalerweise nicht transmural und führen nur zu einer geringen Wanddickenreduktion (Sasayama et. al. 1981).

Die Definition transmuraler und nichttransmuraler Infarkte beim Menschen ist schwierig, zumal auch der myokardiale Kollateralisationszustand von Patient zu Patient unterschiedlich ist (Phibbs 1983). Die pathologisch-anatomische De­fi­ni­tion be­schreibt die trans­murale Narbe als Folge eines Infarktes, der zumindest in einem Punkt seiner Aus­dehnung die gesamte Wand vom Epikard bis zum Endokard umfaßt (Freifeld et. al. 1983). Diese Definition schließt sowohl Infarkte ein, die nur in einem kleinen Bereich ihrer Aus­­dehnung die gesamte Wanddicke umfassen, als auch solche, die in ihrer gesamten Größe transmural sind. Für die erstgenannten gilt, dass der Infarktrandbereich noch vitales Myokard ent­sprechend 10 bis 80% der originären Wanddicke enthalten kann (Pirolo et. al. 1986). Ähnlich können nichttransmurale Infarkte subendokardial und damit auf das innere Drittel der linksventrikulären Wand beschränkt sein. Daraus folgt, dass die narbige Abheilung transmuraler und nicht­transmuraler Infarkte zu sehr unter­schiedlich ausgeprägten Wanddicken­reduktionen führen kann. Diese Schluß­folgerung wird durch eine histopathologische Studie be­stätigt, in der 200 in­farzierte Herzen im Rahmen einer Autopsie auf ihre Wanddicke unter­sucht wurden (Pirolo et al. 1986). In dieser Studie waren nur 37 von 204 Infarkten tat­sächlich transmural und die Dicke der nichtinfarzierten Wand­anteile lag zwischen 10 und 83% benachbarter normaler Myokardregionen.

Die Fragen nach der Ausdehnung der vitalen, meist subepikardial gelegenen Wand­­an­teile wird damit zu einer wichtigen, weil therapeutisch wegweisenden Frage, die zur Zeit weder durch die Echokardiographie, dieVentrikulographie, noch durch die Cine-MRT Funktionsanalysen beantwortet werden kann. Diese Ver­fahren können nicht zwischen endo­kardial lokalisiertem Narbengewebe und mehr epikardial liegendem vitalem Ge­webe differenzieren (Lee et. al. 1981). Diese diagnostische Lücke kann durch MR-Tagging Verfahren geschlossen werden (McVeigh 1998). Durch das artifizielle Markierungsgitter, welches bei diesem Verfahren zur Anwendung kommt, [Seite 84↓]können die sub­endo­kardialen und die subepikardialen Myokardanteile separat beurteilt werden. In die Analyse gehen nicht nur die groben Wandbewegungen ein, sondern auch die Dehnungen, die Stauchungen und die Rotationen des Myokardverbandes werden registriert und ausgewertet (Reeder et. al. 2001). Eine derart detailierte Auswertung ist möglich, weil die Ana­lyse­software Lokalisationsveränderungen der Mar­kie­rungs­punkte von bereits 0,1 mm Strecke erkennt und bewertet (Atalar und McVeigh 1994).

Trotz dieser technischen Verbesserungen in der Funktionsdiagnostik sind auch weiter­hin pharmakologisch induzierte Streßuntersuchungen für die Vitalitäts­be­ur­teilung not­wendig. Myokard, welches unter Ruhebedingungen eine normale Funk­tion zeigt, ist vital. Gewebe, welches nach einer ischämischen Periode eine kontraktile Dysfunktion unter Ruhe aufweist, ist von größtem diagnostischem Inter­esse, denn in diesem Fall muß zwischen vitalem und atvitalem Myokard dif­ferenziert werden. Eine Möglichkeit ist die Beurteilung der kardialen Funktion unter Dobutaminstreß.

In Untersuchungen an unterschiedlichen Tiermodellen konnte nachgewiesen werden, dass eine ischämisch bedingte kontraktile Dysfunktion durch Dobutamin­infusion kurz­fristig überspielt werden kann (Schulz et. al. 1989; Vatner 1980). Minder­durch­blutetes und kontraktionsgestörtes Myokard behält seine Ansprechbarkeit auf eine positiv inotrope Stimulation, wobei die Energie­bereitstellung anaerob erfolgt und zu einer erneuten Bilanzstörung des Energiestoffwechsels mit Abfall des Kreatinin­phosphat­­spiegels und einem An­stieg der Laktatproduktion führt (Schulz et al. 1989).

Stunning und Hibernating beschreiben pathophysiologischen Zustände von funk­tions­­ge­mindertem, vitalem Herzmuskelgewebe. Beide Formen der Dys­funktion können durch die Gabe von Dobutamin temporär durchbrochen werden und unter­­­scheidet diese von avitalem Gewebe, welches nicht positiv inotrop stimu­liert werden kann. Dieses differentialdiagnostische Kriterium liegt der niedrig-dosierten Dobutamin-Streß-Echo­kardiographie zugrunde, welche in der klinischen Routine ein diagnostisches Standard­ver­fahren darstellt. Bei dieser Methode wird Dobutamin in einer niedrigen Dosierung von 0 - 20 μg/kg Körpergewicht infundiert und die regionale Herzfunktion echokardio­graphisch überwacht (Cigarroa et. al. 1993). Limitierende Größe ist häufig die Unter­suchungs­qualität der transthorakalen Echokardiographie, die aufgrund schlechter Schall­bedingungen nur eine qualitative Ab­schätzung der Ventrikel­wand­be­weg­lich­keit zuläßt (Simek et. al. 1993). 10 - 15% [Seite 85↓]der Dobutamin-Echokardiographie Studien kann aufgrund einer un­zureichenden Qualität nicht verlässlich ausge­wertet werden (Geleijnse et. al. 1997). Verglei­chende Studien haben nachge­wiesen, dass die Streß-MRT eine durchweg bessere Bildqualität auf­weist und mit dem Tagging-Verfahren zusätzliche Vorteile bei der regionalen Funktions­analyse besitzt. Eine aktuelle Gegenüberstellung der Methoden an 208 Patienten konnte belegen, dass die Streß-MRT über eine höhere Sensitivität und Spezifität im Nachweis der koronaren Herzkrankheit verfügt, als die Streß-Echokardiographie (Nagel et. al. 1999).

Diese Ergebnisse aus der Literatur sind konkordant mit den vorgestellten tier­ex­pe­ri­men­tellen Resultaten, welche den Wert der MR-Tagging Funktionsdiagnostik bei der chro­nischen Form der KHK beschreiben. Alle Funktionsanalysen mit MR-Tagging in Ruhe und unter Dobutamin-Streß waren diagnostisch auswertbar. Im intra- und inter­indivi­duellen Vergleich konnte die erhaltene kontraktile Funktion unter Ruhe­bedingungen nach chronischem LCX-Verschluß genauso eindeutig nachgewiesen werden, wie die fehlende Kontraktilitätsreserve unter Dobutaminstreß.

Auch bei der Messung der myokardialen Perfusion bedient man sich zusätzlicher Streß­unter­suchungen, um die Sensitivität des Verfahrens zu steigern (Wilke et al. 1997). Gering­gradige Stenosen der Koronararterien besitzen aufgrund der ge­gebenen Kompen­sa­tionsmechanismen unter Ruhebedingungen keine hämo­dynamische Relevanz. Diese Läsionen können der Detektion bei Perfusions­messungen leicht entgehen und zu einem falsch negativen Unter­suchungs­ergebnis führen. Aus diesem Grund wird die Perfusions­reserve des Myo­kards bestimmt, die anhand von Durchblutungsmessungen unter Ruhe und Streß er­mittelt wird (Wilke et al. 1997). Zur pharmakologischen Steigerung der Perfusion werden Adenosin oder Dipyridamol als Vasodilatatoren intravenös verab­reicht. Alternativ ist auch Dobutamin wirk­sam, welches über die positive Inotropie steigernd auf die Myokardperfusion wirkt. In Situationen der ver­stärkten Myokard­per­fu­sion werden auch relativ geringgradige Koro­nar­stenosen hämo­dynamisch relevant und lassen sich durch vornehmlich subendo­kardial lokalisierte Perfusions­defekte nach­weisen (Wilke et al. 1999). Diese Ergebnisse aus der Literatur sind konkordant mit den vor­ge­legten Perfusionsmessungen, die nach chronischem Ver­schluß der LCX im Tier­versuch erhoben wurden. Unter Ruhebedingungen stellten sich bei den MRFP-Perfusions­messungen unauffällige Verhältnisse dar und der kol­la­te­ralisierte Verschluß der Arteria circumflexa war nicht darstellbar. Erst nach Streß­induktion durch die Gabe [Seite 86↓]von 4 μg Dobutamin pro Kilogramm Körpergewicht und Mi­nu­te konnte eine relative Unterversorgung des Myokards durch den fehlenden Anstieg der Perfusionsreserve nachgewiesen werden. Bei klinischem Verdacht auf eine myo­kardiale Ischämie und unauf­fälligen Perfusionsmessungen unter Ruhe, sollten, ent­sprechend dem szinti­graphischem Procedere, additiv Perfusionsmessungen unter Streß­belastung durch­­ge­führt werden (Wilke et al. 1994).

Das sogenannte 'Late Enhancement' stellt einen anderen methodischen Ansatz zur Be­stimmung der myokardialen Vitalität dar. Es wurde beobachtet, dass auf T₁-gewichteten Aufnahmen, die 10 - 15 Minuten nach Kontrastmittelapplikation angefertigt wurden, eine verstärkte Signalintensität in den Arealen des Herz­muskels nachweisbar gewesen ist, welche ischämisch geschädigt waren (Judd et. al. 1995). Als Ursache für dieses Kontrastierungs­phänomen wird ein ver­mehrter Kontrastmittelübertritt in den inter­stitiellen Raum mit einem verzögerten Auswascheffekt postuliert (Judd et al. 1995). Un­schätz­barer Vorteil dieser Methode ist die einfache Auswertung, die visuell erfolgen kann und keiner Perfusions­berechnungen bedarf. Inwieweit es sich bei der Zone mit verstärkter Kontrast­mittel­signalintensität um avitales Gewebe handelt ist derzeit Schwer­punkt der Forschung. Während einige Untersucher nachweisen konnten, dass es sich bei der Zone mit verstärkter Kontrastmittelsignalintensität zu 90% um avitales Gewebe handelt (Judd et al. 1995; Kim et. al. 1999), konnten andere Gruppen zeigen, dass diese Zone eine Dysfunktion aufwies, die reversibel war (Rogers et. al. 1999). Die Ursache für diese kontro­versen Be­ob­ach­tungen liegt wahrscheinlich in der Übergangszone im Randbereich der Läsion, die trotz 'Late Enhancement' noch vital ist. Weitere histopathologische Untersuchungen werden zur Klärung dieses Sachverhaltes beitragen.

Die Voraussetzung des Erfolges der kardialen MRT war die immense Ver­besserung der Spulentechnologie, die in den letzten Jahren stattgefunden hat. Erst der Einsatz spezieller Körperoberflächenspulen ermöglichte über eine Ver­bes­serung des Signal-zu-Rausch Verhältnisses die Durchführung der ultraschnellen Bildgebung (Bottomley et. al. 1997). Derzeit sind intravaskuläre Spulen in der Er­probung (Atalar et. al. 1996). Bei der Verwendung derartiger Systeme hätte die MRT zwar ihren nicht-invasiven [Seite 87↓]Charakter verloren, könnte eventuell jedoch die Darstellungsmöglichkeiten der nicht kalzifizierenden arteriosklerotischen Plaque revolutionieren (Atalar et al. 1996). Desweiteren werden Stentsysteme ent­wickelt, die als aktive, intravaskuläre MR-Spulen fungieren können (Kivelitz et. al. 2001). Auslöschungsartefakte nach Stentimplantation mit fehlender Dar­stell­barkeit des zugehörigen Gefäßabschnittes würden dann der Vergangenheit angehören.

Die Stabilität und Reproduzierbarkeit eines bildgebenden Untersuchungsablaufes wird von verschiedenen Faktoren beeinflußt. Durch die klinische Fragestellung werden de­fi­nierte Anforderungen an die Untersuchungstechnik und an die Scan­parameter gestellt. Diese lassen sich nur realisieren, wenn die notwendigen Voraussetzungen bei den ent­spre­chenden Hard- und Software Komponenten des Untersuchungsgerätes gegeben sind und auch der Patientenzustand eine adäquate Umsetzung des Untersuchungsprotokolls er­laubt. Die Reproduzierbarkeit ist von einer weitgehenden Standardisierung der Vor­gehens­weise abhängig.

Die CT-Koronarangiographie ist im wesentlichen eine besondere Form der CT-Angio­graphie, die heutzutage bereits bei unterschiedlichen Indikationen diag­nos­tisch zu­ver­läs­sig eingesetzt wird (Rodenwaldt et al. 1997). Durch die hohen Qua­li­täts­an­for­de­rungen an die räumliche und zeitliche Auflösung, sind die not­wendigen Untersuchungs­para­­meter nur mit einem Elektronenstrahl-CT oder einem Mehrschicht-Spiral-CT der neuesten Generation aufzubringen. Die CT-Bild­gebung ist als diagnostisches Verfahren bei Patienten in kritischem Allgemein­zustand etabliert und hat sich auch bei Intensiv- und Traumapatienten bewährt. Die Kardio-CT wird diesen Anforderungen in gleicher Weise gerecht. Die große Gantryöffnung moderner Geräte und der insgesamt freie Pa­ti­enten­zugang gestatten die Durchführung aller notwendigen intersiv­me­di­zi­nischen Maß­nahmen. Einzig kritische Größe ist die Dauer des notwendigen Atemstill­standes, die von der Kooperationsfähigkeit des Patienten sowie von den Oxygenierungs- und Ventilationsbedingungen abhängig gemacht werden muß. Eine vorherige Präoxy­genierung durch Gabe von reinem Sauerstoff kann der Atemstillstand signifikant verlängern und die Unter­suchung dadurch erleichtern (Enzweiler et. al. 2000). Bei deutlich arrhyth­mischem Herz­schlag, insbesondere bei höherfrequenten Extrasystolen und bei absoluter Arrhythmie kann die Zu­ordnung der Bilddaten zu den Herzphasen durch das retro­spektive Gating oder die Synchronisation der Datenakquisition bei der prospektiven Triggerung schwierig oder sogar unmöglich werden. In diesen Fällen kann keine kardiale CT Unter­suchung der Koronargefäße durchgeführt werden.

Implantierte metallhaltige Fremdkörper führen je nach Dicke und Größe sowie nach Zu­sammensetzung der unterschiedlichen Legierungen zu Artefakten in der CT. Die Bild­störungen aufgrund von Schrittmachersonden sind begrenzt und über­lagern in der Regel nicht die Koronararterien. Implantierbare Kardio­de­fi­brillatoren führen aufgrund ihrer kaliber­stärkeren Elektroden zu stärkeren Arte­fakten in der Schichtbildgebung. In­wie­weit hierdurch die diagnostische Aussage­kraft der Untersuchung eingeschränkt wird hängt vom Einzelfall und der indivi­du­ellen Fragestellung ab. Metallhaltige, künstliche Herz­klappen lösen ebenfalls Artefaktbildungen aus, deren Ausmaß durch den Kon­struk­tionstyp und den Hersteller bestimmt wird. Bei Zustand nach operativem Ersatz der Aorten­klappe können die resultierenden Bildstörungen zu Problemen bei der Beur­teilung des Hauptstammes der linken Koronararterie führen.

Die zu fordernde Ortsauflösung steht in Relation zu der klinischen Fragestellung. Bei der Darstellung der Koronargefäße sind die Anforderungen an die Ortsauf­lösung am größten. Der Hauptstamm der linken Koronararterie weist einen durch­schnittlichen Innen­durchmesser von 4,5 mm auf (vgl. 3.3., S. 7). Durch die kontinuierliche Kaliber­reduktion erreichen die Gefäße in den distalen Segmenten einen Durchmesser im Sub­milli­meterbereich. Zumindest in den proximalen Ab­schnitten konnte eine gute Korrelation der CT Ergebnisse mit der Katheter­angio­graphie nachgewiesen werden (Achenbach et. al. 2000). Die klinischen Indika­tionen fordern den Nachweis von stenosieren­den Lumeneinengungen und die Beurteilung des Stenosegrades. Sowohl die vor­ge­stellten Ergebnisse, als auch die Resultate aus der Literatur zeigen eine Abhängigkeit der Darstellungsqualität der Koronararterien in Relation zur Segment­größe und Lokali­sa­tion (Herzog et. al. 2001). Insbesondere die kaliberschwachen distalen Koronararterien­segmente sind in der kardialen CT Untersuchung diagnostisch schwierig beurteilbar, da in diesem Bereich die Methode an ihre Auflösungsgrenze stößt. Dieses gilt für die Elek­tronen­strahl-CT und die Mehrschicht-Spiral-CT in gleicher Weise. Eine Ver­bes­se­rung der Darstellungsqualität kann nur mit einer Reduktion der Daten­kollimationsbreite und einer Steigerung der zeitlichen Auflösung bei zumindest gleich­­bleibendem oder verbessertem Signal-zu-Rausch Verhältnis erreicht wer­den. Eine technische Weiter­ent­wicklung der EBCT ist aktuell nicht in Aussicht. Die Einführung der nächsten und über­nächsten MSCT-Generation wird dem Untersucher vielfältige neue Möglichkeit er­öff­nen. Durch die simultane Ak­qui­si­tion von 8, 16 oder 32 Schichten wird sich die Orts­auf­lösung im Bereich der z-Achse weiter verbessern lassen. Bereits heute sind Unter­suchungsgeräte in der technischen Erprobung, die 256 Schichten gleichzeitig ab­bilden können. Eine weitere [Seite 90↓]Verbesserung der Ortauflösung wird jedoch nur über eine deut­liche Er­höhung der Strahlenexposition zu ermöglichen sein. Bei der Festlegung der Unter­­suchungsparameter darf der Aspekt der Dosis nicht unberücksichtigt bleiben. Zieht man als Maß für die Bildqualität Parameter wie die Standard­abweichung (σ) der CT-Werte in einer Teilfläche des Bildes (sog. Bild­punkt­rauschen), die Schichtdicke und die Orts­auflösung in der Schicht heran, so vermittelt die Brook-Formel den Zusammenhang zur Dosis (D) (Brooks und Di Chiro 1976).

Der Gleichung ist zu entnehmen, dass unter der Prämisse unveränderten Rauschens bei Halbierung der Schichtdicke eine Verdopplung der Dosis, die sich pro­portional zum Strom-Zeit-Produkt verhält, notwendig ist. Die Halbierung der Rauschens erfordert eine Ver­vierfachung der Dosis. Aufgrund dieses Zu­sam­men­hanges zwischen Signal-zu-Rausch Verhältnis, d.h. Bildqualität und Strahlen­ex­po­sition kann der Untersucher die mit der CT-Untersuchung verbundene Strahlen­exposition beeinflussen und trägt somit eine große Verantwortung gegen­über dem Patienten. Die Ortsauflösung ist bei Funktionsuntersuchungen des Herzens nicht der limitierende Faktor. Für die Volumetrie des linken Ventrikels ist die derzeit erreichbare Pixelgröße vollkommen ausreichend.

Die klinischen Anforderungen an die morphologische Bildgebung der Herz­kranz­­arterien umfassen den Nachweis von Gefäßeinengungen, die Graduierung von Stenosen und die Darstellung von Gefäßwandveränderungen im Rahmen der Arteriosklerose.

Die vorgestellten Untersuchungsergebnisse und die in der Literatur veröf­fent­lichten Re­sul­tate belegen übereinstimmend, dass die proximalen Segmente der Herz­kranz­arterien mit der CT-Koronarangiographie diagnostisch zuverlässig dar­zu­stellen sind (Herzog et al. 2001). Die distalen Abschnitte sind jedoch schlechter zu beurteilen, wobei die Ursachen in der limitierten Ortsauflösung und in den komplexen Be­we­gungs­abläufen der Koro­nar­­arterien liegen. Aufgrund theore­tischer Überlegungen könnte die Kardio-CT im Bereich der proximalen und der mittleren Koronararteriensegmente einen klinischen Stellenwert für die nicht-invasive Darstellung stenosierender Koronar­erkrankungen erlangen (Herzog et al. 2001). Allerdings ist derzeit der Nachweis von Stenosen mit der CT-Koronarangiographie abhängig von der Lokalisation der Läsion im einzelnen Gefäß und auch von der betroffenen Gefäßprovinz. Anhand der eigenen Er­fahrungen erscheint die links anterior deszendierende Herzkranzarterie am besten darstellbar zu sein. Bei dem heutigen Stand der Untersuchungstechnik können Gefäßstenosen im Bereich der distalen Segmente mit einem Lumendurchmesser unter 1,5 mm nicht ausgeschlossen werden (Becker et. al. 2000b).

Aufgrund der technischen Limitationen der CT-Koronarangiographie, die es aktuell noch zu überwinden gilt, ist das Indikationsspektrum der Methode be­grenzt. Bei einem neu aufgetretenen klinischen Verdacht auf eine koronare Herz­krankheit kann mit der CT-Koronarangiographie unter den derzeitigen Be­din­gungen keine Ausschluß­dia­gno­stik durchgeführt werden. Patienten mit Angina pectoris oder Myokardinfarkt sind um­gehend der Katheterkoronarangiographie zuzuführen, da diese Methode aufgrund ihrer diagno­stischen Zuverlässigkeit und ihrer direkten Interventionsmöglichkeiten weiterhin das Unter­suchungsverfahren der ersten Wahl ist.

Eine heute bereits gesicherte Indikation für die CT-Koronarangiographie ist der Nach­­weis oder der Ausschluß eines Bypassverschlusses nach CABG. Die proximale Ana­sto­mo­se ist bei regulären Untersuchungsbedingungen in der Regel sicher diagnostisch dar­stell­bar. Anhand der Kontrastmittelverteilung im Bypass kann beurteilt werden, ob der operativ angelegte Umgehungskreislauf offen oder ver­schlossen ist. Die distale Bypass­anastomose stellt aufgrund des schmalen Kalibers weiterhin eine bildgebende Heraus­forderung dar, ähnlich wie die distalen Segmente der Koronararterien. Der koronare Bypass­verschluß ist eine klinische Fragestellung, die nicht-invasiv diagnostiziert werden kann.

Interessant für die CT-Koronarangiographie sind Patienten mit thorakalen Be­schwer­den, die nicht zwingend einer akuten koronaren Herzkrankheit zugeordnet werden können (Raggi et. al. 2000). In diesen Fällen kann die Kardio-CT als nicht-invasives Ver­fahren nebenwirkungsarm sowohl eine eventuelle Koronar­pathologie der proximalen Gefäßanteile, wie auch eine andere thorakale Ursache nachweisen oder aus­schließen, wenn das Untersuchungsprotokoll entsprechend modifiziert ist. Erst länger­fristige Er­geb­nisse werden zeigen können, inwieweit dieses diagnostische Procedere klinische Relevanz besitzt.

Die Darstellung von Gefäßwandveränderungen im Rahmen der Arteriosklerose umfaßt Kalzifikationen, aber auch nicht kalzifizierende Plaques, deren Struktur vornehmlich lipid­haltig und/oder fibrös ist (Stary et. al. 1995). Aus vielfältigen Untersuchungen mit Hilfe der EBCT ist der Stellenwert der quantitativen Analyse koronarer Verkalkungen be­kannt. Der negative Vorhersagewert dieser Methode liegt bei 90 - 95%. Das bedeutet, dass eine koronare Herzkrankheit mit großer Wahrscheinlichkeit ausgeschlossen werden kann, wenn keine koronaren Kalzifikationen nachweisbar sind (Agatston et. al. 1990). Vergleichende Studien belegen eine exzellente Überein­stimmung zwischen dem Kalzium-Scorings mit der EBCT und mit der MSCT (Becker et. al. 2001). Aufgrund der gleichen methodischen Vorgehensweise ist davon auszu­gehen, dass die langjährigen Erfahrungen aus der EBCT auf das MSCT übertragen werden können.

Auch die nicht kalzifizierenden Plaques können mit der kardiale CT zumindest partiell dargestellt werden (Becker et. al. 2000a). Dies ist sicherlich eine der größten Heraus­for­de­rungen für die nicht-invasive Bildgebung, da bekannter­maßen die plötzliche Ruptur eines nicht kalzifizierenden arteriosklerotischen Plaque zu akuten Gefäßver­[Seite 93↓]schlüssen mit Angina pectoris oder einem Myokard­infarkt führen kann. Nach Erkenntnissen aus der Pathophysiologie des akuten Ge­fäß­verschlusses muß davon ausgegangen werden, dass der kritische Anteil eines koronaren Plaque die lumenseitige Fibrose darstellt. Diese hat eine Dicke von ca. 20 μm bis ca. 1mm (Mann und Davies 1996). Um derart detailierte Struk­turen zuverlässig nachweisen und quantifizieren zu können, muß die maximale Orts­auflösung der nicht-invasiven Bildgebung deutlich verbessert werden. In diesem Bereich steht die kardiale CT vor den gleichen methodischen Schwierigkeiten, wie bei der Abbildung der distalen Gefäßsegmente der Koronararterien. Die minimale Aus­dehnung der Läsionen, verbunden mit schnellen myokardialen Bewegungen, beein­trächtigen eine zuverlässige und reproduzierbare Bildgebung. Erst die technischen Ent­wicklungen der nächsten Jahre lassen eine deutliche Verbesserung in der Abbildungs­qualität erwarten.

Die Bestimmung der linksventrikulären Herzvolumina als Parameter der gobalen Herz­funktion sind mit der kardialen MSCT und der EBCT zuverlässig möglich. Aufgrund der dreidimensionalen Bildakquisition und Datenanalyse unterliegt die kardiale CT nicht den Inter­polations­ungenauigkeiten zweidimensionaler Ver­fahren, die ein Ro­ta­ti­ons­ellipsoid als Berechnungsmodell verwenden. Die Echo­kardio­graphie und die angio­graphische Ventrikulographie können Fehl­bestim­mungen von Schlagvolumina auf­weisen, die besonders ins Gewicht fallen, wenn die Form des Herzens vom Ideal des Ro­ta­ti­ons­ellipsoids abweicht (Kuroda et. al. 1994). Die Validität der Funktions­unter­suchungen hängt im wesentlichen von einer suffizienten Kontrastierung des Ventrikel­lumens sowie der Abgrenzbarkeit der Klappenebene ab. Dementsprechend sollte die Kontrastmittelapplikation auf die individuellen Kreislaufzeiten optimiert werden.

Klinische Relavanz hat z.B. die Bestimmung des Auswurfvolumens vor Bypass­chirurgie, da dies ein unabhängiger prädiktiver Faktor für das postoperative Ergebnis dar­stellt. Die MSCT-Darstellung des Myokards und der Herzbinnen­räume über den ge­samten Herzzyklus gestatten die Berechnung diverser kardialer Funktions­parameter, wie z.B. dem endsystolischen und enddiastolischen Volu­men, dem Schlagvolumen sowie der Ejektionsfraktion aus dem identischen Volumen­datensatz, der auch für die CT-Koronarangiographie verwandt wird ohne die erneute Durchführung eines additiven Unter­suchungsschrittes oder einer weiteren Strahlenexposition. Dies ist ein Vorteil der die Mehrschicht-Spiral-CT gegen­über der Elektronenstrahl-CT auszeichnet.

Vorteil der EBCT ist die fehlende Mechanik bei der Erzeugung der Röntgen­strahlen und die damit verbundene Reduktion der Datenakquisitionszeiten auf 50 - 100 ms (vgl. 5.5., S. 20). Für die Durchführung einer CT-Koronar­angio­graphie müssen allerdings auch Aufnahmezeiten von 100 ms eingesetzt werden. Darüber hinaus ist die Öffung der EBCT-Geräte in der Regel weiter als bei herkömmlichen Spiral-CT. Dies ist durch die fehlende Mechanik und der unter Beschleunigung auftretenden Massenkräfte möglich. Die weite Gantryöffnung erlaubt eine schräge Tischpositionierung und somit in einem gewissen Rahmen die Akquisition von primären Transversalschichten in Ausrichtung der kurzen Herzachse (Becker et. al. 1998). Dies erleichtert die Auswertung des Datensatzes bezüglich der Herzfunktion.

Nachteilig bei der Elektronenstrahl-CT ist der nicht veränderbare Röhrenstrom. Die not­wendige Strahlendosis, welche sich proprotional zum Strom-Zeit-Produkt verhält, kann nur über die Akquisitionszeiten variiert werden. Insbesondere bei adipösen Patienten kann hierdurch ein ausgeprägtes Bildrauschen auftreten oder alternativ die Kürze der Auf­nahmezeiten nicht genutzt werden. Diese Er­fahrungen sind mit den vorgestellten Tier­­versuchsergebnissen konkordant. Es kon­nte nachgewiesen werden, dass alle Seg­mente der Koronararterien eine signi­fi­kant höhere Konturschärfe aufweisen, wenn die Unter­­suchung mit dem MSCT durchgeführt worden ist, verglichen mit der EBCT. Die MSCT zeichnet sich gegenüber der EBT durch eine besseres Signal-zu-Rausch Ver­hältnis aus, welches sich insbesondere bei kleinen Bilddetails entscheidend auf die Bild­qualität auswirkt. Hinzu kommt, dass die eingeschränkte Abdeckung des vollen Kreis­­bogens durch die Detektoren keine echte Spiraldatenaufnahme bei der EBCT er­laubt. Auch dies hat Auswirkungen auf die resultierende Bildqualität. Nach anfänglicher Euphorie beschränkt sich heutzutage das Indikationsspektrum der EBCT auf das Herz, da in anderen Körperregionen eine wesentlich höhere Dosis notwenig ist, um eine Bild­qualität zu erreichen, die mit der Spiral-CT ver­gleich­bar ist (Becker et al. 1998).

Die Zeitauflösung der Mehrschicht-Spiral-CT wird durch das retrospektive EKG-Gating verbessert und ist von der Anzahl der zur Verfügung stehenden Gantry-Um­läufe und der Herzfrequenz abhängig (vgl. 7.1., S. 61). Die exakte Zeit­auf­lösung kann nur für den Individualfall konkret berechnet werden, doch ist der Vor­teil der besseren Zeitauflösung in der EBCT in vielen Fällen nur noch als marginal einzustufen. Auch [Seite 95↓] die prä­dia­gno­stische Anwendung eines pharmako­lo­gischen β -Blockers ist in der Regel problemlos möglich, sollte die Herzfrequenz nicht in einem diagnostisch optimalen Bereich liegen.

Die vierdimensionale Datenakquisition mit der MSCT zeichnet sich gegenüber der pro­spektiv getriggerten EBCT durch einen entscheidenen Vorteil aus, welcher die Bild­qualität relevant beeinflußt und auch Auswirkungen auf die diag­nostische Sicherheit hat. Die einzelnen Abschnitte der Koronararterien weisen bekanntermaßen während der verschiedenen Phasen des Herzzyklus ein unterschiedliches Ausmaß an Bewegung auf, welches zusätzlich noch großen interindividuellen Schwankungen unterworfen ist (vgl. 3.3., S. 7). Aus diesem Grund ist es unmöglich einen einzigen Zeitpunkt im Herzzyklus zur optimalen Darstellung aller Koronararterienabschnitte festzulegen. Bei der MSCT wird ein dreidimensionaler Volumendatensatz des gesamten Herzens für unter­schied­liche Phasen des Herzzyklus erhoben, was unter Berücksichtigung der zeitlichen Kom­po­nen­te einer vierdimensionalen Datenakquisition entspricht. Diese Form der Daten­auf­nahme mit der MSCT gestattet die jeweils beste, d.h. bewegungsärmste Phase für die Bild­­berechnung eines entsprechenden Koronararterienabschnittes sekundär auszu­wählen. Auf diese Weise können aus einem einzigen MSCT Datensatz optimale angio­graphische Rekonstruktionen für alle Abschnitte der Koronarien erstellt werden. Im Gegen­satz dazu kann die einzeitige EBCT-Untersuchung nur eine einzige Phase im kardialen Zyklus erfassen, die entweder zeitlich optimiert für einen bestimmten Gefäß­ab­schnitt akquiriert wird oder einen Qualitätskompromiß für die Darstellung aller Koro­nar­arterien darstellen muß.

Die Vorteile der vierdimensionalen, retrospektiv EKG-gegateten Daten­ak­qui­si­tion mit der MSCT werden gegenüber der EBCT mit einer vermehrten Strahlen­ex­position des Patienten erzielt. Der Dosisbereich der Untersuchungen liegt in einem Bereich von ca. 0,3 mSv für eine prospektiv getriggerte Bestimmung koronarer Verkalkungen bis zu ca. 10 mSv für eine dünnschichtige, retrospektiv gegatete CT-Koronarangiographie. Ana­tomie­gerechte Modulationen des Röhren­stroms bei der MSCT und eine Optimierung der Untersuchungsprotokolle wer­den die notwendige Exposition in naher Zukunft ver­mindern. Die Methode des anatomisch adaptierten Röhrenstroms basiert auf der Über­legung, dass der benötige Röhrenstrom während einer Gantryrotation zur Erzielung eines hohen Signal-zu-Rausch Verhältnisses nicht konstant sein muß. Dieses wird durch die unterschiedliche Geometrie und Gewebedichten verschiedener Körperregionen und den daraus resultierenden, variablen Strahlenschwächungen begründet. Somit kann der Röntgenstrahl zwischen den einzelnen Abbildungsprojektionen während einer voll­ständigen Röhren­rotation moduliert [Seite 96↓]werden. Dieses kann zu einer Verringerung des zeitlich gemittelten effektiven Röhrenstroms ohne signi­fi­kante Bildqualitätseinbußen führen.

In der Mehrschicht-Spiral-CT ist die applizierte Strahlendosis über die Röhren­strom­stärke durch Steuerung des Ge­ne­ra­tors in einem vorgegebenen Bereich ein­stell­bar. Eine Variation der Datenakquisitionszeiten ist ebenfalls möglich, doch wird zur Vermeidung von Bewegungsartefakten immer eine möglichst kurze Auf­nahmezeit angestrebt. Dar­aus folgt, dass die resultierende Bildqualität im Sinne des Bildrauschens direkt beein­flußt werden kann. Somit kann, zumindest in Grenzen, die notwendige Strahlen­ex­po­sition vom Untersucher an die klinische Frage­stellung angepaßt werden. Eine höhere Strahlen­dosis sollte durch eine ver­besserte diagnostische Sicherheit bei der Beant­wor­tung der klinischen Frage­stellung gerechtfertigt sein.

Ein wesentlicher Vorteil der Mehrschicht-Spiral-CT ist die universelle Einsatz­mög­lich­keit der Geräte auch für andere Untersuchungsregionen und Frage­stellungen mit den ge­wohnten Vorteilen der Spiral-CT und der heute üblichen Bildqualität. Dies erlaubt eine wesent­lich effizientere Nutzung der Scanner auch außerhalb kardiologischer Frage­stel­lungen. Diese Aspekte haben haben er­heb­liche Auswirkungen auf die Kosten­effizienz derartiger Investitionen.

Diederzeitigen Limitationen der Mehrschicht-Spiral-CT liegen noch bei der Zeit- und bei der Ortsauflösung. Für eine Verbesserung der Zeitauflösung ist zu­mindest partiell eine weitere Beschleunigung der Rotationszeit notwendig. Auf­grund der phy­si­ka­lischen Gesetzmäßigkeiten ist hierbei ein exponentieller An­stieg der auftretenden Be­schleu­ni­gungs­kräfte zu kompensieren. Dennoch werden heutzutage bereits CT-Scanner mit einer Rotationszeit von 400 ms angeboten und eine weitere Reduktion auf 350 ms für eine volle Rotation erscheint im Bereich des Möglichen. Hiermit sind dann Teil­scanrekonstruktionen von 175 bis 200 ms realisiert. Bei Verwendung eines retro­spektiven EKG-Gatings und einem Oversampling aus drei Röhrenrotationen kann die Daten­akquisition auf 59 ms bis 67 ms verkürzt werden. Damit läge die Zeitauflösung unter der von der Elektronenstrahl-CT bei Verwendung der Volume-Akquisition.

Die Ortsauflösung wird sich, wie oben bereits angesprochen, mit Einführung der nächsten Generationen der MSCT spürbar verbessern. Bei den vorgestellten Tier­ver­suchen konnte eine Ortsauflösung innerhalb der Schicht von 0,35 x 0,35 mm erreicht [Seite 97↓]werden. Mit progredienter Steigerung der simultan untersuchbaren Schichten, wird sich die Voxelgröße in der z-Achse diesen Werten zunehmend annähern. Bei einer weiteren Ver­besserung der Detektoren könnte eine isotrope Datenakquisition auf diesem Niveau möglich werden.

Die notwendigen technischen Entwicklungen umfassen zum einen die Verbes­serungen der CT-Scanner und zum anderen die Weiterentwicklung der not­wendigen Software­produkte. Neben leistungsstarken Rekonstruktions­algo­rith­men ist der Bedarf an weit­gehend automatisierter und bedienerfreundlicher Auswertesofteware groß, welche eine schnelle Datenanalyse in der Routine­diag­nostik ermöglicht.

Die Computertomographie und die Magnetresonanztomographie bieten heut­zu­tage ein breites Spektrum nicht-invasiver kardialer Dia­gnos­tik an, mit teilweise über­lappenden klinischen Indikationen. Insofern wird die methodische Weiter­ent­wicklung beider Ver­fahren in den nächsten Jahren in einem gewissen motivierenden Wettbewerb statt­finden. Durch die vierdimensionale Daten­ak­qui­si­tion in der MSCT und den diversen Methoden der sekundären Re­kon­struk­tionen ist eine morphologische Beurteilung des Herzens möglich. Erst der kommende Ein­satz in der klinischen Routine wird die dia­gnos­tischen Stärken und Schwächen bei ein­zelnen klinischen Frage­stellungen aufzeigen können. Vor­teil­haft sind die einfache Durch­führbarkeit der CT, die problemlose Patienten­über­wachung sowie die kurzen Unter­suchungszeiten, die Vorteile gegenüber der MRT bieten. Nachteilig ist die Not­wendigkeit der Kontrast­mittel­applikation für eine Differenzierung zwischen Herzhöhlen und Myokard, die schlechtere Ge­webe­­dif­fe­ren­zierung sowie die anfallende Strahlen­exposition. Prinzipiell ist es ein­facher, für die MRT spezifische Kontrastmittel zu entwickeln, da die inherente Empfindlichkeit gegen­über Kontrastmitteln wesentlich größer ist, als in der CT. Dieses könnte sich länger­fristig vorteilhaft für die MRT in Bezug auf die Darstellung der Plaquemorphologie erweisen (Ruehm et. al. 2001).

Die vorgestellten kardialen MR-Studien akuter und chronischer Koronarstenosen mit graduierter Minder­durch­blutung des Myokards sowie die vergleichenden CT-Untersuchungen konnten aus Gründen der Ethik und der Reproduzierbarkeit sowie aufgrund des Strahlenschutzes nur tier­experimentell durchgeführt werden. Die Validität der unterschiedlichen Tiermodelle ist in vorausgegangenen Studien belegt worden (Bache and Schwartz 1982; O'Konski et al. 1987; Roth et al. 1987). Die in der Literatur verfügbaren Ergebnisse am Menschen bestätigen in vieler Weise die vorgelegten Daten der tierexperimentellen Messungen (Nagel et al. 1999; Reeder et al. 2001; Wilke and Jerosch-Herold 1998; Wilke et al. 1999).