Time-of-flight-Magnetresonanzangiographie mit kontinuierlich

Time-of-flight-Magnetresonanzangiographie mit
kontinuierlich bewegtem Patiententisch
INAUGURAL DISSERTATION
zur
Erlangung des Doktorgrades
der
Fakultät für Mathematik und Physik
der Albert-Ludwigs-Universität
Freiburg im Breisgau
vorgelegt von
Sandra Baumann
aus Erkelenz
Januar 2011
Dekan:
Leiter der Arbeit:
Referent:
Koreferent:
Prof.
Prof.
Prof.
Prof.
Dr.
Dr.
Dr.
Dr.
Königsmann
J. Hennig
J. Hennig
J. Wagner
Tag der Verkündung des Prüfungsergebnisses: 27.04.2011
I
Inhaltsverzeichnis
1 Einleitung
1
2 Grundlagen der Kernspinresonanz
2.1 Kernspin und magnetisches Moment
2.2 Einfluss äußerer Magnetfelder . . . .
2.3 Makroskopische Magnetisierung . . .
2.4 Zeitentwicklung der Magnetisierung
2.5 Hochfrequenz-Anregung . . . . . . .
2.6 Relaxation und Bloch-Gleichungen .
2.7 Spinecho . . . . . . . . . . . . . . . .
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5 MRA der Becken- und Beingefäße
5.1 Anatomie und Physiologie des Becken- und Bein-Gefäßsystems . . . . . . . . . .
5.1.1 Arterien des Beckens und der Beine . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
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3 Magnetresonanz-Bildgebung
3.1 Gradientenfelder . . . . . . . . . . . .
3.2 Ortskodierung und Bildrekonstruktion
3.3 Diskrete k-Raum-Abtastung . . . . . .
3.4 Pulssequenzen . . . . . . . . . . . . . .
3.4.1 Spinecho-Sequenz . . . . . . . .
3.4.2 Gradientenecho-Sequenz . . . .
3.4.3 Flusskompensation . . . . . . .
3.4.4 Fettsättigung . . . . . . . . . .
3.4.5 Signal-zu-Rausch-Verhältnis . .
3.5 Aufbau eines MR-Tomographen . . . .
3.6 Beschleunigung der Datenaufnahme .
3.6.1 Partial-Fourier Technik . . . .
3.6.2 Parallele Bildgebung . . . . . .
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4 Verfahren für die Angiographie
4.1 Digitale Subtraktionsangiographie . . . . . . . . . . . . . . . . . .
4.2 Computertomographische Angiographie . . . . . . . . . . . . . . .
4.3 Ultraschall . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA) . . . . . . . . . . . . . . . . .
4.4.1 Time-of-flight-MRA (TOF-MRA) . . . . . . . . . . . . . . .
4.4.2 Phasenkontrast-MRA (PC-MRA) . . . . . . . . . . . . . . .
4.4.3 EKG-getriggerte 3D partial-Fourier Turbospinecho-Sequenz
4.4.4 Kontrastmittelverstärkte MRA (CE-MRA) . . . . . . . . .
4.4.5 Angiographische Darstellungen . . . . . . . . . . . . . . . .
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II
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7 CMT-TOF-Arteriographie
7.1 Signalauslöschungen in arteriellen TOF-Aufnahmen . . . . . .
7.2 Aufnahmestrategien . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7.2.1 Überabtasten des k-Raum-Zentrums und view-sharing
7.2.2 Verfahren für die Kompensation von Flussartefakten .
7.2.3 1-Schritt Methode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7.3 Rekonstruktion des Arteriogramms . . . . . . . . . . . . . . .
7.4 Quantitative und qualitative Auswertung . . . . . . . . . . .
7.4.1 Probandenmessungen . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7.4.2 Patientenmessungen . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7.5 Ergebnisse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7.5.1 Kompensation von Flussartefakten . . . . . . . . . . .
7.5.2 Ergebnisse der Probandenmessungen . . . . . . . . . .
7.5.3 Ergebnisse der Patientenmessungen . . . . . . . . . .
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8 Gefäß-Scout
8.1 Aufnahme von 1D Projektionsdaten . . . . . . . . .
8.2 Variabler Flipwinkel . . . . . . . . . . . . . . . . . .
8.3 Datennachverarbeitung . . . . . . . . . . . . . . . . .
8.4 Quantitative und qualitative Auswertung . . . . . .
8.4.1 Probandenstudie . . . . . . . . . . . . . . . .
8.4.2 Patientenstudie . . . . . . . . . . . . . . . . .
8.5 Ergebnisse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
8.5.1 Steigerung des Gefäß-Hintergrund Kontrastes
8.5.2 Sättigung des venösen Blutsignals . . . . . .
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5.2
5.1.2 Venen des Beckens und der Beine . . .
5.1.3 Fluss in den Becken- und Beingefäßen
Aufnahmestrategien für die periphere MRA .
5.2.1 Mehrstationenansatz . . . . . . . . . .
5.2.2 Kontinuierlich bewegter Patiententisch
. . . . .
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(CMT)
6 CMT-TOF-Venographie
6.1 Hintergrundunterdrückung durch Bildsubtrakion . .
6.2 Aufnahmestrategien . . . . . . . . . . . . . . . . . .
6.2.1 2-Schritt Methode . . . . . . . . . . . . . . .
6.2.2 1-Schritt Methode . . . . . . . . . . . . . . .
6.2.3 Implementierung einer Frequenznachführung
6.2.4 Experimenteller Aufbau . . . . . . . . . . . .
6.2.5 Sequenzparameter . . . . . . . . . . . . . . .
6.3 Quantitative und qualitative Auswertung . . . . . .
6.3.1 Probandenstudie . . . . . . . . . . . . . . . .
6.3.2 Patientenstudie . . . . . . . . . . . . . . . . .
6.4 Ergebnisse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
6.4.1 Flipwinkeloptimierung . . . . . . . . . . . . .
6.4.2 Ergebnisse der Probandenstudie . . . . . . .
6.4.3 Ergebnisse der Patientenstudie . . . . . . . .
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Inhaltsverzeichnis
8.5.3
8.5.4
8.5.5
8.5.6
Variabler Flipwinkel . . . . . . . .
Aufnahme bei angehaltenem Atem
Ergebnisse der Probandenstudie .
Ergebnisse der Patientenstudie . .
III
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9 Beschleunigungsstrategien für die CMT-TOF-MRA
9.1 View-sharing in Schichtrichtung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
9.1.1 Aufnahmeschema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
9.1.2 Qualitative Auswertung von in vivo Messungen . . . . . . . . . . . . . . .
9.2 Parallele Bildgebungsverfahren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
9.2.1 GRAPPA mit hohen Beschleunigungsfaktoren . . . . . . . . . . . . . . . .
9.2.2 Peak-GRAPPA in Schichtrichtung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
9.2.3 Quantitative Auswertung von Phantom-Messungen . . . . . . . . . . . . .
9.2.4 Qualitative Auswertung von in vivo Messungen . . . . . . . . . . . . . . .
9.3 Ergebnisse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
9.3.1 In vivo Ergebnisse für view-sharing in Schichtrichtung . . . . . . . . . . .
9.3.2 Rausch- und Artefaktlevel in Phantom-Rekonstruktionen mit den neuen
Kerngeometrien für die parallele Bildgebung . . . . . . . . . . . . . . . . .
9.3.3 Qualität von in vivo Rekonstruktionen mit den neuen Kerngeometrien für
die parallele Bildgebung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
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118
10 Diskussion
123
11 Zusammenfassung und Ausblick
137
Literaturverzeichnis
141
Eigene Veröffentlichungen und Auszeichnungen
153
Danksagung
155
119
119
IV
Abkürzungsverzeichnis
ANGIOSURF
CE
CMT
CNR
CT
CTA
CTV
CVI
CW
DSA
DVT
FID
FLASH
FOV
FT
GE
GMN
GRAPPA
HF
IR
NMR
MIP
MOSA
MOTSA
MRA
MRT
MT
NSF
PA
pAVK
PC
Peak-GRAPPA
PI
PW
RI
ROI
SE
SENSE
SKIP
SMASH
angiographic system for unlimited rolling fields of view
kontrastmittelverstärkt (contrast enhanced)
kontinuierlich bewegter Patiententisch (continuously moving table)
Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (contrast to noise ratio)
Computertomographie
computertomographische Angiographie
computertomographische Venographie
chronisch venöse Insuffizienz
continuous wave
digitale Subtraktionsangiographie
tiefe Venenthrombose (deep venous thrombosis)
free induction decay
fast low angle shot
Gesichtsfeld (field of view)
Fouriertransformation
Gradientenecho
gradient moment nulling
generalized autocalibrating partially parallel acquisition
Hochfrequenz
inversion recovery
Kernspinresonanz (nuclear magnetic resonance)
maximum intensity projection
multiple oblique stack acquisition
multiple overlapping thin slab acquisition
Magnetresonanzangiographie
Magnetresonanztomographie
Magnetisierungs-Transfer
nephrogene systemische Fibrose
peripheral angio
periphere arterielle Verschlusskrankheit
Phasenkontrast (phase contrast)
parallel MRI with extended and averaged GRAPPA kernels
Pulsatilitäts-Index
pulsed wave
Pourcelot-Index (resistence index)
Bildregion (region of interest)
Spinecho
sensitivity encoding
stepping kinematic imaging platform
simultaneous acquisition of spatial harmonics
V
SMS
SNR
STIR
TOF
TONE
TSE
US
VIPR
VS
sliding multislice
Signal-zu-Rausch-Verhältnis (signal to noise ratio)
short tau inversion recovery
time-of-flight
tilted optimized nonsaturating excitation
Turbospinecho
Ultraschall/Sonographie
vastly undersampled isotropic projection reconstruction
view-sharing
VI
Symbolverzeichnis
α
B0
B1
BW
Δs
Δx
Δy
Δz
F OVz
NF
NP
NS
nZentrum
PFF
RF
T1
T2
TA
TE
TI
TR
v
vT isch
Flipwinkel
statisches Hauptmagnetfeld
Amplitude des Hochfrequenz-Feldes für die Anregung des Aufnahmevolumens
Empfänger-Bandbreite
Abstand zweier benachbarter Aufnahmeschichten (2D)
Bildauflösung in Frequenzkodier-Richtung
Bildauflösung in Phasenkodier-Richtung
Dicke einer Aufnahmeschicht (2D)/ eines Aufnahmevolumens (3D)
Ausdehnung des Messbereichs in Richtung des Hauptmagnetfeldes
Bildmatrix in Frequenzkodier-Richtung
Anzahl Phasenkodierschritte/ Bildmatrix in Phasenkodier-Richtung
Anzahl der Schichten pro Paket bei Mehrschichtaufnahmen
Anzahl der zusätzlich akquirierten k-Raum-Zentren für die CMT-TOF-Arteriographie
partial-Fourier Faktor
Reduktionsfaktor bei der parallelen Bildgebung
Spin-Gitter-Relaxationszeit
Spin-Spin-Relaxationszeit
Aufnahmezeit
Echozeit
Inversionszeit
Repetitionszeit
Blutflussgeschwindigkeit
Geschwindigkeit des Patiententischs bei CMT-Messungen
1
1 Einleitung
Die Zahl der Patienten, die an typischen Gefäßerkrankungen wie der peripheren arteriellen Verschlusskrankheit (pAVK) oder der tiefen Venenthrombose leiden, ist in den letzten Jahren erheblich gewachsen. So sind nach neueren Zahlen mittlerweile 12-20% der Amerikaner über 65
Jahre von der pAVK betroffen [1]. Ursächlich hierfür sind u.a. der steigende Altersdurchschnitt,
mangelnde Bewegung, falsche Ernährung und Nikotinabusus. Eine zuverlässige Diagnose ist für
eine gute Therapieplanung und einen nachhaltigen Therapieerfolg ausschlaggebend. Die klinische
Untersuchung sowie einfache apparative Diagnostik (Blutdruckmessungen, Oszillometrie) liefern
zwar wichtige Hinweise zur Diagnosestellung und Stadienbeurteilung der Gefäßerkrankung, erlauben aber keine morphologische Begutachtung des Gefäßsystems. Daher liegt ein Schwerpunkt
der Therapieplanung im Bereich der bildgebenden Verfahren, der in den vergangenen Jahren
einem deutlichen Wandel unterworfen war. Weiterentwicklungen auf den Gebieten der Computertomographie (CT), dem Ultraschall (US) und der Magnetresonanztomographie (MRT) haben
den Goldstandard, die invasive digitale Subtraktionsangiographie (DSA), in vielen Bereichen der
klinischen Routine ablösen können. Welches Verfahren im jeweils vorliegenden Fall zur Anwendung kommt, richtet sich dabei nach der Dringlichkeit der Untersuchung, der Verfügbarkeit der
Methoden und der jeweiligen Fragestellung.
Im Vergleich der nichtinvasiven Verfahren bietet die Magnetresonanzangiographie (MRA) einige Vorteile. Sie liefert eine dreidimensionale Bildinformation und im Vergleich zur computertomographischen Angiographie (CTA) und der DSA auch quantitative Blutflussparameter.
Prinzipiell ist sie zudem in der Lage, einen Gefäßkontrast ohne vorherige Kontrastmittelgabe zu
generieren, indem beispielsweise die Sensitivität des MR-Signals gegenüber Flussphänomenen
genutzt wird. Die nicht-kontrastmittelverstärkte MRA hat in den letzten Jahren einen deutlichen Aufschwung erfahren. Bereits etablierte Methoden fanden weitere Verbreitung und eine
Vielzahl neuer Techniken wurden auf diesem Gebiet entwickelt [2]. Verantwortlich für diese Renaissance ist der 2006 erkannte mögliche Zusammenhang zwischen der Gabe von gadoliniumhaltigen MRT-Kontrastmitteln und der nephrogenen systemischen Fibrose (NSF), einer krankhaften
Vermehrung des Bindegewebes von Haut, Muskulatur und inneren Organen [3].
Aus den mittlerweile vorhandenen Techniken für die nicht-kontrastmittelverstärkte MRA wird
abhängig von der Untersuchungsregion und den sich daraus ergebenden Anforderungen gewählt
[2]. Die Gefäße des Beckens und der Beine, in denen sich eine Reihe an Gefäßerkrankungen bevorzugt manifestieren [4], stellen dabei eine besondere Herausforderung dar. Eine Untersuchung
dieser Region mittels MRT bedarf der Abdeckung eines Messbereichs, der den Bildgebungsbereich eines MR-Tomographen (etwa 50 cm) deutlich übersteigt. Zur Lösung dieses Problems
stehen mittlerweile zwei Alternativen zur Auswahl: Der Mehrstationenansatz [5] und die Messung bei einem kontinuierlich bewegten Patiententisch (continuously moving table, CMT) [6].
Für den Mehrstationenansatz wird die gesamte Messregion vom Becken bis zu den Knöcheln
in typischerweise drei Bereiche (Stationen) unterteilt. Durch schrittweisen Verschub des Patiententischs wird jede dieser Stationen angesteuert, deren Abmessungen nun nicht mehr den
Bildgebungsbereich des Tomographen übersteigen und für die MR-Messungen nach einem Standardprotokoll erfolgen können. Damit stellt der Mehrstationenansatz keine neuen Anforderun-
2
1 Einleitung
gen an die MR-Messtechnik an sich, sondern nur an die Hardware des Tomographen, die einen
schrittweisen Tischverschub gestatten muss, sowie an die zeitliche Abstimmung der Kontrastmittelinjektion. Dies änderte sich mit der Einführung der CMT-MRT, bei der die kontinuierliche
Patiententischbewegung nicht nur eine geeignete Geräteausstattung erfordert, sondern auch in
der räumlichen Zuordnung der akquirierten MR-Daten berücksichtigt werden muss. Die CMTMessung ist in diesem Sinne zwar komplexer, aber auch zeitlich effizienter [7], [8] und bietet im
Vergleich zum Mehrstationenansatz mehr Raum für Neuentwicklungen.
Diese Arbeit kombiniert nun erstmals mit der time-of-flight-(TOF-)Technik [9] eine nichtkontrastmittelverstärkte Methode für die MRA mit einer CMT-Messung. Zielsetzung war eine
artefaktfreie Darstellung des venösen und arteriellen Gefäßsystems des Beckens und der Beine. Dabei gab es im Wesentlichen zwei große Herausforderungen zu bewältigen, die sich durch
diese neuartige Kombination ergaben. Durch die kontinuierliche Bewegung des Messobjekts während der Datenakquisition verändert sich auch das lokale Magnetfeld fortwährend. Damit war
eine Sättigung des Fettsignals in TOF-MRA-Bildern auf Basis der magnetfeldabhängigen chemischen Verschiebung zwischen Fett und Wasser nicht länger möglich. Desweiteren kann für
CMT-Messungen keine Datenaufnahme realisiert werden, die sich zeitlich auf bestimmte Intervalle im EKG-Zyklus beschränkt (EKG-Triggerung). Dies würde die Messung und damit die
kontinuierliche Tischbewegung ständig unterbrechen und eine korrekte räumliche Zuordnung der
akquirierten Daten nahezu unmöglich machen. Diese Limitation kam besonders bei der Arteriendarstellung zum Tragen. Mit der EKG-Triggerung entfiel hier nämlich eine bewährte Methode
zur Unterdrückung von Bildartefakten, die durch den pulsatilen arteriellen Blutfluss verursacht
werden. Letzterer ist dabei aber gerade in den peripheren Arterien besonders ausgeprägt.
In der vorliegenden Arbeit wurden neue Aufnahmestrategien entwickelt, die sich der genannten Probleme annahmen. Die Fettsättigung für die CMT-TOF-MRA wurde analog zur DSA auf
Basis einer Bildsubtraktion realisiert. Die CMT-TOF-Venographie liefert beide hierfür benötigten Datensätze der Messregion durch ein zeitlich effizient gestaltetes Aufnahmeschema. Dieses
musste für eine Arteriendarstellung erweitert werden, um auch ohne EKG-Triggerung Artefakte
durch pulsatile Flussverhältnisse im peripheren Arteriensystem zu kompensieren. Andererseits
wurde für eine schnelle Übersichtsdarstellung der Arterien der unteren Extremitäten (GefäßScout), der dritten vorgestellten CMT-TOF-Anwendung, eben diese Pulsatilität zur Gefäßdetektion herangezogen. Desweiteren werden in der vorliegenden Arbeit neue Methoden aufgezeigt,
mit denen alle CMT-TOF-Akquisitionen weiter beschleunigt werden können. Diagnostisches Potential und Machbarkeit der vorgeschlagenen CMT-TOF-Venographie, -Arteriographie und des
Gefäß-Scouts wurden durch Messungen gesunder Probanden und Patienten mit venösen und
arteriellen Pathologien evaluiert. Im Rahmen dieser Studien konnte dabei immer ein Vergleich
zu bewährten Methoden oder zum jeweiligen Goldstandard erfolgen.
Die Arbeit gliedert sich somit wie folgt: In den Kapiteln 1-4 werden die benötigten Grundlagen der MRT eingeführt. Zudem werden die bedeutendsten Verfahren für die Angiographie
auf ihrem aktuellen Entwicklungsstand vorgestellt, untereinander verglichen und ihre klinische
Relevanz diskutiert. Dabei liegt der Fokus vor allem auf der MRA und der Darstellung der Gefäße des Beckens und der Beine. Die im Rahmen dieser Arbeit entwickelten Methoden für die
CMT-TOF-Venographie, -Arteriographie, den Gefäß-Scout und die Beschleunigung der CMTTOF-MRA finden sich ausführlich beschrieben in den Kapiteln 5-8. Diese enthalten zugleich die
wesentlichen Ergebnisse durchgeführter Experimente, die im Kapitel 9 auch vor dem Hintergrund anderer Arbeiten diskutiert werden. Das abschließende Kapitel 10 fasst die wichtigsten
Erkenntnisse dieser Arbeit zusammen und gewährt einen Ausblick auf mögliche Verbesserungen,
Erweiterungen und Neuentwicklungen in diesem Zusammenhang.
3
2 Grundlagen der Kernspinresonanz
Die Magnetresonanztomographie (MRT) nutzt den physikalischen Effekt der Kernspinresonanz
(nuclear magnetic resonance, NMR). Das Kernresonanzsignal (MR-Signal) ist von gewebespezifischen Parametern (Protonendichte, Relaxationszeiten, chemische Verschiebung, etc.) aber
auch Bewegung, Fluss und Diffusion abhängig und gestattet so nicht nur eine morphologische
Bildgebung, sondern auch die Darstellung funktioneller Vorgänge im menschlichen Körper. Das
folgende Kapitel beinhaltet die physikalischen Grundlagen der NMR, die für diese Arbeit von
Bedeutung sind. Der Fokus liegt dabei auf dem Wasserstoffkern, der in dieser Arbeit für die
Bildgebung genutzt wird. Eine ausführliche Behandlung findet sich beispielsweise in Ref. [10].
2.1 Kernspin und magnetisches Moment
Ein Atomkern setzt sich aus Protonen und Neutronen (Nukleonen) zusammen, deren Spins zum
Gesamtspin des Kerns I koppeln. Im Falle ungerader Protonen- oder Neutronenzahl ist der
Kernspin von Null verschieden und über Gl. 2.1 mit einem magnetischen Moment µ verbunden:
µ = γI.
(2.1)
Das gyromagnetische Verhältnis γ stellt eine charakteristische Konstante für jeden Kern dar und
nimmt für den Wasserstoffkern mit γ = 2π ∗ 42, 58 MHz
T den größten Wert aller stabilen Nuklide
an.
In der quantenmechanischen Betrachtung werden Kernspin und magnetisches Moment durch
bschrieben. Ist die z-Achse die Quantisierungsachse, so lauten die zugehöOperatoren I und µ
rigen Eigenwertgleichungen für I
I2 |I, m = I (I + 1) h̄2 |I, m
(2.2)
Iz |I, m = mh̄ |I, m ,
(2.3)
wobei h̄ das Planksche Wirkungsquantum geteilt durch 2π ist. Die Quantenzahlen m und I charakterisieren die Eigenfunktionen |I, m, die vollständig alle möglichen Zustände eines Systems
mit Spin I beschreiben. Alle 2I + 1 ganzen Zahlen zwischen −I und +I bilden den Wertebereich
von m. Der Wert von I liegt zwischen 0 für alle Kerne ohne Kernspin und 15
2 [11]. Für den
1
Wasserstoffkern gilt I = 2 .
2.2 Einfluss äußerer Magnetfelder
Das Konzept der MRT basiert auf der Wechselwirkung eines magnetischen Moments mit einem
äußeren Magnetfeld B, die durch den Hamiltonoperator
= −µB
= −γ
H
IB
(2.4)
4
2 Grundlagen der Kernspinresonanz
vereinfacht sich im Fall eines zeitunabhängigen Magnetfeldes in z-Richtung
beschrieben wird. H
B = (0, 0, B0 ) zu:
= −γ Iz B0 .
H
(2.5)
und Da H
I simultane Eigenvektoren besitzen, können die Eigenwerte Em der zugehörigen
Schrödingergleichung mithilfe der Eigenzustände aus Gl. 2.2 und Gl. 2.3 gefunden werden:
|I, m = Em |I, m
H
(2.6)
Em = −γh̄mB0 .
(2.7)
Durch den Einfluss eines äußeren Magnetfeldes wird die im feldfreien Fall vorliegende (2I +
1)-fache Energieentartung bezüglich m aufgehoben (normaler Zeeman-Effekt, Abb. 2.1). Die
Energiedifferenz zwischen zwei beliebigen, benachbarten Energieniveaus beträgt
ΔEm = Em − Em−1 = γh̄B0 = h̄ω0
(2.8)
und ist proportional zur Larmorfrequenz
ω0 = γB0 .
(2.9)
Wird senkrecht zur Magnetfeldrichtung eine elektromagnetische Welle der Frequenz ν0 = ω2π0 eingestrahlt, können Übergänge zwischen den Energieniveaus (Zeeman-Niveaus) induziert werden.
Für den Wasserstoffkern, der lediglich aus einem Proton besteht (Spin-1/2-System), gibt es zwei
nicht entartete Energieniveaus mit m = ±1/2. Eine Frequenz ν0 von 63, 9 MHz sorgt bei einer
Magnetfeldstärke B0 = 1, 5 T für den Energieübergang beim Proton.
Abbildung 2.1: Zeeman-Effekt für das Proton: Aufspaltung in zwei Energieniveaus bei Anwesenheit eines externen Magnetfelds.
2.3 Makroskopische Magnetisierung
Die makroskopische Magnetisierung M dient als Messgröße in der MRT und wird innerhalb
eines Volumens V durch ein Ensemble von NV Kernen mit Spin I gebildet. In makroskopischen
Proben, deren Kerne sich im thermischen Gleichgewicht mit der Umgebung befinden, folgen die
Besetzungswahrscheinlichkeiten der Zeeman-Niveaus Pm für hohe Temperaturen T (kB T >>
γh̄B0 ) der Boltzmann-Statistik:
Pm = I
e−Em /kB T
−Em /kB T
m=−I e
= I
eγh̄mB0 /kB T
γh̄mB0 /kB T
m=−I e
.
(2.10)
2.4 Zeitentwicklung der Magnetisierung
5
Hierbei ist kB die Boltzmannkonstante. Für die beiden Energieniveaus des Protons ergibt sich
bei Körpertemperatur (T = 310 K) ein Besetzungszahlüberschuss für das energetisch tiefer liegende Niveau der Größenordnung
P 1 −P− 1
2
P1
2
2
≈ γh̄B0 /kB T ≈ 6, 6 ppm BT0 . Trotz dieses kleinen
Wertes wird bedingt durch die hohe Dichte der Wasserstoffkerne im menschlichen Körper eine
makroskopische Magnetisierung M beobachtet, die gleich der Summe der Erwartungswerte der
magnetischen Momente pro Volumen ist:
NV
NV
1 1 i =
µ
γ Ii .
M=
V
V
i=1
(2.11)
i=1
Die makroskopische Magnetisierung ist parallel zum äußeren Magnetfeld ausgerichtet, da die
Erwartungswerte für die x- und y-Komponente des Kernspins verschwinden. Sie nimmt ihren
Maximalwert M0 im thermischen Gleichgewicht an:
mh̄ω0
+I
+I
NV γh̄ NV γh̄ m=−I me kB T
mPm =
.
M0 =
mh̄ω0
+I
V
V
k
T
B
m=−I
m=−I e
(2.12)
Entwicklung der Exponentialfunktion bis zur ersten Ordnung unter erneuter Verwendung der
Hochtemperaturnäherung (kB T >> γh̄B0 ) liefert für den Wasserstoffkern:
M0 ≈
1 NV γ 2 h̄2
B0 .
4 V kB T
(2.13)
M0 ist somit proportional zur lokalen Spindichte NVV und zum Quadrat des gyromagnetischen
Verhältnis γ. Beide Größen nehmen für den Wasserstoffkern im Vergleich zu anderen Kernen
mit nicht verschwindendem Kernspin (z. B. 23 N a, 13 C, 31 P , 19 F ) sehr hohe Werte an. Daher
eignet sich der Wasserstoffkern besonders gut für die MRT und wird auch in dieser Arbeit für
die MR-Bildgebung genutzt.
2.4 Zeitentwicklung der Magnetisierung
Neben dem normalen Zeeman-Effekt bewirkt ein äußeres Magnetfeld B im klassischen Modell
eine Präzession der makroskopischen Magnetisierung. Die zeitliche Entwicklung des Erwartungswerts des magnetischen Moments lässt sich durch den Kommutator mit dem Hamiltonoperator
berechnen:
H
i
d µ(t)
= − [µ(t),
H(t)] .
(2.14)
dt
h̄
Durch Summation über alle Spins im Probenvolumen, mit Gl. 2.11 und dem Hamiltonoperator
aus Gl. 2.4 ergibt sich für ein beliebiges Magnetfeld B(t):
dM(t)
= M(t) × γB(t).
dt
(2.15)
Die Lösung dieser Kreiselgleichung ist gleichbedeutend mit der Präzession von M um die Richtung von B(t) mit der Kreisfrequenz ω, die durch
dM(t)
= γB(t)M(t) sin(α) = ωM(t) sin(α)
dt
(2.16)
6
2 Grundlagen der Kernspinresonanz
gegeben ist. Hierbei ist α der Winkel, den M(t) und B(t) einschließen (sog. Flipwinkel). Für
ein zeitlich konstantes Magnetfeld in z-Richtung B(t) = (0, 0, B0 ) präzediert M(t) mit der
Larmorfrequenz ω0 aus Gl. 2.9.
2.5 Hochfrequenz-Anregung
Der Flipwinkel α (Gl. 2.16) kann durch das Einstrahlen eines Hochfrequenz-(HF-)Pulses verändert werden (HF-Anregung), was gleichbedeutend mit der Überlagerung des statischen Magnetfeldes B = (0, 0, B0 ) durch ein HF-Feld B1 (t) ist. Das HF-Feld der Amplitude B1 und der
Kreisfrequenz ω1 ist dabei senkrecht zur Achse von B polarisiert:
B1 (t) = B1 (cos(ω1 t), sin(ω1 t), 0).
(2.17)
Das Gesamtfeld in Gl. 2.15 wird zeitabhängig:
dM(t)
= γM(t) × (B1 cos(ω1 t), B1 sin(ω1 t), B0 ).
dt
(2.18)
Durch den Übergang vom Laborsystem (x, y, z) in ein mit ω1 rotierendes Koordinatensystem
(x = x cos(ω1 t) + y sin(ω1 t), y = −x sin(ω1 t) + y cos(ω1 t), z = z ) ruht B1 auf der x -Achse und
die vereinfachte Bewegungsgleichung lautet:
ω1
dM(t)
= γM(t) × (B1 , 0, B0 − ) = γM(t) × Bef f .
dt
γ
(2.19)
Analog zu Gl. 2.15 findet im rotierenden Koordinatensystem eine Präzessionsbewegung der makroskopischen Magnetisierung um die Achse des effektiven Magnetfelds Bef f = (B1 , 0, B0 − ωγ1 )
mit der Kreisfrequenz ωef f = γBef f statt (Abb. 2.2(a)). Für ω1 = γB0 oszilliert das HF-Feld
in Resonanz mit den Protonen und Bef f hat nur noch eine x -Komponente B1 . Wird ein solcher
resonanter HF-Puls eine Zeit tp lang eingestrahlt, beginnt M um die x -Achse zu präzedieren
(Abb. 2.2(b)). Der mit der z -Achse eingeschlossene Flipwinkel α berechnet sich nach Gl. 2.20
zu:
α = γB1 tp .
(2.20)
Für den allgemeinen Fall eines amplitudenmodulierten HF-Feldes mit der zeitabhängigen Einhüllenden B1 (t) gilt:
α=γ
0
tp
B1 (t)dt.
(2.21)
Der Flipwinkel kann durch Verändern der Amplitude oder der Dauer des HF-Feldes justiert
werden. Die Magnetisierung kann jeden beliebigen Winkel α zum statischen Magnetfeld einnehmen. Dieser Effekt ist darauf zurückzuführen, dass das Einstrahlen eines HF-Pulses mit der
Larmorfrequenz γB0 Übergänge zwischen den Zeeman-Niveaus induziert. Dem Spin sind im Fall
des Wasserstoffkerns dagegen nur zwei Einstellmöglichkeiten vorbehalten. Wird das Zusatzfeld
B1 nach der Zeit tp abgeschaltet, dann präzediert die entstandene Transversalmagnetisierung
Mxy = M0 sin α im Laborsystem mit ω0 um die z-Achse und kann durch Mx +iMy = Mxy (t0 )eiΦ
komplex ausgedrückt werden.
2.6 Relaxation und Bloch-Gleichungen
7
z’
z’
M0
Beff
a
B0-w1/g
M
M
Beff
B1
x’
y’
(a)
x’
y’
(b)
Abbildung 2.2: Präzession der makroskopischen Magnetisierung um das effektive Magnetfeld Bef f = (B1 , 0, B0 −
ω1
) im mit ω1 rotierenden Koordinatensystem während der Einstrahlung eines Hochfrequenz-Pulses (a) im allgeγ
meinen Fall, (b) im Resonanzfall.
2.6 Relaxation und Bloch-Gleichungen
Ohne weitere Wechselwirkungen präzediert die Magnetisierung nach einem HF-Puls in einem
konstanten Winkel α fortwährend um die Richtung des statischen Magnetfeldes. In realen Systemen strebt das System allerdings mit Beginn der Störung durch eine Wechselwirkung der Spins
untereinander (Spin-Spin) und mit ihrer Umgebung (Spin-Gitter) wieder dem Gleichgewichtszustand entgegen (Zerfalls- bzw. Relaxationsprozess).
Spin-Gitter-Relaxationszeit T1 Der Relaxationsprozess der Longitudinalmagnetisierung Mz
wird durch die longitudinale oder Spin-Gitter-Relaxationszeit T1 beschrieben. Durch thermische
Bewegung der Moleküle enstehen zeitlich fluktuierende Magnetfelder auch mit Spektralkomponenten um die Larmorfrequenz. Diese haben einen wesentlichen Anteil an der Wiederherstellung
der Gleichgewichtsmagnetisierung Mz = M0 durch die Stimulation von Übergängen zwischen
den Zeeman-Niveaus.
Spin-Spin-Relaxationszeit T2 Die Komponente der Transversalmagnetsierung Mxy nimmt
exponentiell mit der transversalen oder Spin-Spin-Relaxationszeit T2 ab. Nach einen 90◦ -HFPuls existiert eine kohärente transversale Magnetisierung. Über die Dipol-Dipol Wechselwirkung kommt es zu einer gegenseitigen Beeinflussung der Kerne und einem irreversiblen Verlust der Phasenkohärenz. Jeder Spin erfährt ein fluktuierendes Feld zusätzlich zu B0 , dessen
z-Komponente sich auf B0 aufaddiert und die Präzessionsrate verändert. Die zusätzliche lokale Phase ΦF (x, t) am Ort x , die sich mit der Zeit t durch die fluktuierenden Felder BF (x, t)
aufbaut, beträgt:
t
BF (x, t )dt .
(2.22)
ΦF (x, t) = γ
0
Aus lokalen Inhomogenitäten des Magnetfelds ΔB0 und Suszeptibilitätsvariationen resultiert
8
2 Grundlagen der Kernspinresonanz
ein schnellerer Zerfall des MR-Signals als durch die T2 -Relaxation erwartet. Wie bei den zeitlich
fluktuierenden Feldern sorgen die zeitunabhängigen Störfelder BS für eine zusätzliche Phase und
den sog. T2 -Relaxationsprozess:
ΦS (x, t) = γBS (x)t.
(2.23)
Die zeitliche Konstanz von BS macht es möglich, durch eine Inversion der Spinpräzessionsrichtung den T2 -Relaxationsprozess umzukehren (siehe Kap. 2.7). Dieser ist im Gegensatz zum T2 Relaxationsprozess damit reversibel. Die gesamte Dephasierung der Transversalmagnetisierung
wird durch den T2∗ -Zerfall beschrieben. Es gilt:
1
1
1
=
+ .
T2∗
T2 T2
(2.24)
Ein Überblick über die Größe der Relaxationszeiten T1 und T2 in ausgewählten Geweben des
menschlichen Körpers ist in Tab. 2.1 gegeben.
Gewebe
Graue Hirnsubstanz
Weiße Hirnsubstanz
Muskel
Liquor
Fett
T1 [ms]
950
600
900
4500
250
T2 [ms]
100
80
50
2200
60
Tabelle 2.1: Relaxationszeiten der Wasserstoffkomponenten unterschiedlicher menschlicher Körpergewebe bei
B0 = 1, 5 T und 37◦ C (Körpertemperatur). Nach Ref. [12].
Die Kombination aus Präzessions- und exponentiellem Relaxationsprozess wird mathematisch
durch die Bloch-Gleichungen beschrieben. Diese wurden empirisch von Bloch [13] eingeführt, um
experimentelle Beobachtungen zu erfassen. Sie erweitern die Bewegungsgleichung (Gl. 2.15), die
für den Fall eines idealen statischen Magnetfeldes (T2 = ∞) gilt. Nach Bloch stört der HF-Puls
das thermische Gleichgewicht und mit der Abnahme der Transversal- und der Zunahme der
Longitudinalmagnetisierung kehrt das System wieder in dieses zurück.
Die Bloch-Gleichungen lauten explizit für jede Komponente des Magnetisierungsvektors und
ein allgemeines Magnetfeld B :
Mx
dMx
= γ(M × B)x −
dt
T2
(2.25)
My
dMy
= γ(M × B)y −
(2.26)
dt
T2
M0 − Mz
dMz
= γ(M × B)z +
.
(2.27)
dt
T1
Für die freie Relaxation (free induction decay, FID) nach der HF-Anregung (B1 = 0) und
ein konstantes und homogenes Magnetfeld B = (0, 0, B0 ) vereinfachen sich Gl. 2.25-2.27. Es
ergeben sich für die Transversalmagnetisierung Mxy und die Longitudinalmagnetisierung Mz die
folgenden Lösungen im rotierenden Koordinatensystem:
− Tt
Mxy (t) = Mxy (0)e
2
− Tt
Mz (t) = M0 − (M0 − Mz (0))e
1
.
(2.28)
2.7 Spinecho
9
Die Transversalmagnetisierung zerfällt exponentiell mit T2 während sich die Longitudinalmagnetisierung mit T1 wieder aufbaut. Die nach der Anregung oszillierende Transversalmagnetisierung
induziert in einer senkrecht zur Transversalebene orientierten Hochfrequenzantenne bzw. Spule
eine Wechselspannung, deren Amplitude proportional zu Mxy ist. Das Induktionssignal ist die
Messgröße in einem MRT-Experiment.
2.7 Spinecho
Die durch zeitlich konstante Feldinhomogenitäten BS verursachte Dephasierung (Kap. 2.6) kann
durch ein Spinecho (SE) kompensiert werden (Erwin Hahn, 1950 [14]).
Nach einem 90◦ -HF-Puls (Abb. 2.3(a)) fächern die Spins durch zeitlich konstante Magnetfeldinhomogenitäten in der x y -Ebene auf (Abb. 2.3(b)). Für zwei Spins, die einen Präzessionsfrequenzunterschied von Δω haben, stellt sich nach einer Zeit T E/2, der halben Echozeit, eine
Phasendifferenz von ΔΦ = Δω T2E ein. Wird jetzt ein 180◦ -HF-Puls eingestrahlt (Abb. 2.3(c)),
werden alle Spins um die x -Achse gedreht und die Phase zwischen den zwei betrachteten Spins
wird invertiert: ΔΦ = −Δω T2E . Da sich die lokalen Präzessionsfrequenzen der einzelnen Spins
durch den 180◦ -HF-Puls nicht verändern, kommt es nach der Zeit T E zu einer Rephasierung
(ΔΦ = 0) und der Ausbildung eines SEs (Abb. 2.3(d)). Wird nach Warten einer weiteren Zeit
T E/2 ein zweiter 180◦ -HF-Puls gesendet, entsteht ein zweites SE zur Zeit 2 ∗ T E usw. (siehe
Kap. 3.4.1, Turbospinecho). Die Amplitude dieser Echos fällt mit T2 ab.
z’
z’
z’
M0
180°
90°
1
2
y’
4 3
(a)
1
y’
2
y’
(b)
y’
34
x’
x’
x’
z’
x’
(c)
(d)
Abbildung 2.3: Entstehung eines Spinechos: (a) Die Hochfrequenz-Anregung (α = 90◦ ) kippt die Longitudinalmagnetisierung in die x y -Ebene. (b) Auffächern der Spins 1-4 durch die Spin-Spin-Relaxation. (c) Einstrahlen
eines 180◦ -HF-Pulses zur halben Echozeit dreht alle Spins um die x -Achse. (d) Vollständige Rephasierung zur
Echozeit der durch konstante Magnetfeldinhomogenitäten entstandenen Dephasierung.
11
3 Magnetresonanz-Bildgebung
Bei einer MRT-Untersuchung wird per Induktion die Summe aller MR-Signale einer Probe bzw.
eines Gewebes gemessen, deren Ursprung bereits in Kap. 2 geklärt wurde. Um ein Schnittbild zu
erhalten, müssen diese Resonanzsignale aber ihren Enstehungsorten räumlich zugeordnet werden. Das folgende Kapitel erläutert die Grundlagen der Ortskodierung und der Bildrekonstruktion sowie relevante Parameter und Aufnahmestrategien, die den Bildkontrast, die Bildqualität
und die Aufnahmezeit eines MR-Bildes beeinflussen. Weiterführende Betrachtungen finden sich
beispielsweise in Ref. [12].
3.1 Gradientenfelder
Für eine räumliche Zuordnung des induzierten MR-Signals verwendet die MR-Bildgebung Magnetfeldgradienten. Liegt das Hauptmagnetfeld B wie bisher betrachtet in z-Richtung an, so hat
eine Gradientenfeld die folgende Form:
G=
∂Bz
∂Bz
∂Bz
ex +
ey +
ez = Gx ex + Gy ey + Gz ez .
∂x
∂y
∂z
(3.1)
Die Variation des Feldes G mit dem Ort x macht das magnetische Feld und die Larmorfrequenz
ortsabhängig:
ω(x, t) = γ(B0 + xG(t)) = ω0 + γxG(t).
(3.2)
Nach der Zeit t hat sich durch das Gradientenfeld also eine ortsabhängige Phase aufgebaut. Der
Phasenunterschied zwischen einem Spin am Ort x und einem Spin am Ort 0 beträgt
t
xG(t )dt
(3.3)
Φ(x(t), t) = γ
0
und führt zur ortsabhängigen Transversalmagnetisierung (siehe Gl. 2.28)
− Tt
Mxy (x, t) = Mxy (0)eiΦ(x(t),t) e
2
,
(3.4)
die Lösung der Blochgleichungen bei Anwesenheit eines zusätzlichen Gradientenfeldes G ist.
3.2 Ortskodierung und Bildrekonstruktion
Gleichung 3.2 beschreibt die Oszillation der Transversalmagnetisierung um die z-Achse mit einer räumlich variierenden Kreisfrequenz ω(x(t), t), die eine räumliche Kodierung des messbaren
Gesamtsignals S(t) ermöglicht.
Im Falle statischer Spins wird aus Gl. 3.3
Φ(x(t), t) = k(t)x
(3.5)
12
3 Magnetresonanz-Bildgebung
mit dem Wellenzahlvektor
t
G(t )dt .
k(t) = γ
(3.6)
0
Da das Messsignal proportional zur gesamten im Volumen VP robe angeregten Transversalmagnetisierung Mxy ist, gilt für S(t) nach Demodulation zur Entfernung schneller Signaloszillationen durch B0 und Integration über VP robe :
Mxy (x, t)eik(t)x dx.
(3.7)
S(k(t), t) ∝
VP robe
Demnach sind das im sog. Wellenzahl- oder k-Raum gemessene Signal und die Verteilung der
Transversalmagnetisierung im Ortsraum durch ein Paar von Fouriertransformationen (FT) miteinander verbunden. Für Letztere gilt:
(3.8)
Mxy (x) ∝ S(k(t), t)e−ik(t)x dk.
Der Wellenzahlvektor k = (kx , ky , kz )T ist eine Variable in drei Koordinaten und kann durch
drei Gradientenspulen, die ein Gradientenfeld in jeweils eine Raumrichtung erzeugen können,
manipuliert werden. Die Ortskodierung des MR-Signals entspricht nun dem Auffüllen des durch
k aufgespannten k-Raums derart, dass sich per FT das ortsaufgelöste Bild ergibt. Die Entwicklungsgeschichte der Fläche unter der Gradienten-Zeit-Kurve (Gl. 3.6) legt fest, auf welchem
Weg der k-Raum durchlaufen wird (k-Raum-Trajektorie). Die gewünschten Bildeigenschaften
wie Auflösung und Gesichtsfeld (field of view, F OV ) im Ortsraum bestimmen, bei welchen Wellenvektoren das Signal im k-Raum abgetastet werden muss (Kap. 3.3). Im Folgenden werden
die drei notwendigen Schritte der Ortskodierung für die zweidimensionale (2D) MR-Bildgebung
explizit beschrieben.
Schichtselektion Durch das Anlegen eines Gradientenfeldes Gz während der HF-Anregung und
senkrecht zur Schichtebene (o. B. d. A. xy-Ebene) wird das MR-Signal nur selektiv innerhalb einer
Schicht erzeugt (Abb. 3.1) und das Volumen VP robe in Gl. 3.7 festgelegt. Nach Gl. 3.2 wird die
Larmorfrequenz ortsabhängig:
ω(z) = γ(B0 + Gz z).
(3.9)
Ein HF-Puls mit einer zentralen Frequenz ωS und einer Bandbreite Δω regt nur Spins im
Bereich Δz an. Das Schichtprofil ist die Fouriertransformierte der Einhüllenden des HF-Pulses
B1 (t) und ist ebenso wie die Schichtdicke Δz abhängig von dessen Frequenzspektrum. Mithilfe
eines sinc-HF-Pulses (sinc(t)=sin(t)/t) ist somit theoretisch ein rechteckiges Magnetisierungsprofil realisierbar. Nach Schichtselektion gilt für das MR-Signal, das Spins in der angeregten
Schicht generieren:
Mxy (t0 )ei(kx x+ky y) dxdy.
(3.10)
S(kx , ky , t) ∝
x
y
Abbildung 3.2 zeigt links k-Raum-Daten S(kx , ky ) einer exemplarischen Schicht, die per Schichtselektion gezielt angeregt wurde.
3.2 Ortskodierung und Bildrekonstruktion
13
Gz
HF-Anregung
z
t
2D-Ortskodierung
Gz
t
(a)
(b)
Abbildung 3.1: Selektion einer Schicht in der xy-Ebene: (a) Ein Gradient in z-Richtung während des HF-Pulses
mit der zentralen Frequenz ωS und der Bandbreite Δω führt dazu, dass nur die Spins im Bereich Δz angeregt
werden. (b) Zeitlicher Ablauf: Zur Kompensation der Dephasierung durch den Schichtselektions-Gradienten wird
ein zweiter Gradient der gleichen Form, aber nur mit halber Dauer und inversem Vorzeichen nachgeschaltet. Der
schräge Anstieg der Gradientenstärke spiegelt die Zeit wieder, die bis zum Erreichen der geforderten Gradientenamplitude benötigt wird (Rampenzeit).
Phasenkodierung Für die Ortskodierung innerhalb der angeregten Schicht verbleiben noch
zwei Freiheitsgrade, die durch die Phasen- und Frequenzkodierung festgelegt werden. Für die
Phasenkodierung wird senkrecht zur selektierten Schicht in Phasenkodier-Richtung (o. B. d. A.
in y-Richtung) ein weiterer Gradient Gy für eine Zeit ty zwischen HF-Anregung und Datenauslese angelegt. Dies prägt Spins abhängig
ty von ihrer Position in Phasenkodier-Richtung eine
unterschiedliche Phase auf und legt ky = γ 0 Gy (t)dt fest. Im Fall einer kartesischen Trajektorie
ist der Prozess der Phasenkodierung gleichbedeutend mit der Auswahl einer Zeile im k-Raum
(Abb. 3.2). Die zusätzliche ortsabhängige Phase ΦP hase der Spins, die sich durch den Gradienten
Gy ergibt, beträgt:
ΦP hase (y, t) = γ
ty
0
Gy (t)ydt = ky y.
(3.11)
ky
Gy
G2
G1
kx
Zeit t
Abbildung 3.2: Phasenkodierung: Durch die Fläche unter der Gradienten-Zeit-Kurve t Gy (t)dt ist festgelegt,
welche Position ky (k-Raum-Zeile) angesteuert wird. Für eine große Gy -Amplitude G2 (orange) ist dies eine weiter
außen liegende k-Raum-Zeile als für die kleine Amplitude G1 (grün).
14
3 Magnetresonanz-Bildgebung
Frequenzkodierung Der verbleibende Freiheitsgrad wird durch die Frequenzkodierung festgelegt, bei der während der Datenaufnahme ein Gradient Gx in Frequenzkodier-Richtung (o. B. d. A.
in x-Richtung) angelegt wird. Spins präzedieren mit einer Frequenz, die abhängig von ihrer Position entlang der x-Achse ist. Während der Zeit der Datenaufnahme takq häuft sich so die Phase
ΦAuslese an:
takq
Gx (t)xdt = kx x.
(3.12)
ΦAuslese(x, t) = γ
0
Im k-Raum-Formalismus gesprochen wird bei kartesischer Abtastung mithilfe von Gx eine Zeile
des k-Raums durchlaufen, die vorher durch Gy ausgewählt wurde (Abb. 3.3). Um den gesamten
ky
Gx
G2
kx
Zeit t
G1
Abbildung
3.3: Frequenzkodierung: Durch einen Gradienten in Frequenzkodier-Richtung Gx wird entsprechend
kx = γ t Gx (t)dt eine k-Raum-Zeile durchlaufen, die durch die Stärke des Phasenkodier-Gradienten ausgewählt
werden kann (siehe Abb. 3.2).
k-Raum bei kartesischer Trajektorie zeilenweise aufzufüllen, muss die Messung mit unterschiedlichem Phasenkodier-Gradienten mehrfach wiederholt werden. Für eine spätere Bildauflösung
von NP Pixeln in Phasenkodier-Richtung ist die NP -mal der Fall.
Dreidimensionale (3D) Ortskodierung Gewünschte Messbereiche können durch eine Vielzahl aneinandergereihter 2D Schichten abgedeckt werden, für die die Ortskodierung wie beschrieben abläuft. Eine Alternative stellt die 3D MR-Bildgebung dar. Hier wird ein einziges
3D Volumen (slab) simultan angeregt. Dieses wird durch eine zusätzliche Phasenkodierung
in Schichtselektions-Richtung in einzelne 2D Schichtpartitionen unterteilt, für die die weiteren
Schritte der Ortskodierung denen der 2D Bildgebung gleichen.
3.3 Diskrete k-Raum-Abtastung
Im k-Raum, der über eine FT mit dem gewünschten MR-Bild im Ortsraum verbunden ist,
wird jeder Punkt durch k und damit durch die Gradientenvorgeschichte festgelegt. Das MRSignal kann in Realität aber nur in diskreten Schritten Δt erfasst werden, was zu einer ebenso
diskreten Abtastung der k-Raum-Trajektorie führt (Abb. 3.4). Vereinfacht wird die Auswirkung
dieser technischen Einschränkung im Folgenden für eine Dimension in Frequenzkodier-Richtung
x betrachtet. Das MR-Signal Ssample (kx ) wird in NF Schritten Δkx = γGx Δt abgetastet. Dies
3.3 Diskrete k-Raum-Abtastung
15
Dx
FT
kx
Dkx = 2p/(NFDx) = 2p/FOVx
Dy
FOVy = NPDy
Dky= 2p/(NPDy) = 2p/FOVy
ky
FOVx =NFDx
Abbildung 3.4: Das MR-Signal wird in diskreten Schritten Δkx (Frequenzkodier-Richtung) bzw. Δky
(Phasenkodier-Richtung) ausgelesen, die zusammen mit den wichtigsten Größen im Ortsraum illustriert sind.
lässt sich als Multiplikation des kontinuierlichen Signals S(kx ) mit einer Serie von Diracschen
Deltafunktionen mit Abstand Δkx
NF /2
δ(kx − lΔkx )
(3.13)
l=−NF /2
beschreiben. Die Transversalmagnetisierung, d.h. die gewünschte Bildinformation, ergibt sich
nach Gl. 3.8 durch FT. Die Berücksichtigung der Deltafunktionen in dieser Operation ergibt
eine periodische Folge von identischen Magnetisierungsverteilungen, die um xd im Bildraum
zentriert sind:
xd =
2πd
.
Δkx
(3.14)
Diese Überlappung von Bildern wird auch Aliasing genannt und kann verhindert werden, wenn
die Grenzen xmin und xmax des F OV in x-Richtung F OVx = xmax − xmin die folgende Ungleichung erfüllen:
π
π
≤x≤
= xmax
(3.15)
xmin = −
Δkx
Δkx
mit
F OVx =
2π
.
Δkx
(3.16)
Gleichung 3.15 entspricht dem Nyquist-Theorem. Dieses besagt, dass eine auf die Frequenz νmax
bandbreitenbegrenzte Funktion exakt rekonstruierbar ist, wenn sie in einem konstanten Intervall
Δt abgetastet wird, das den Kehrwert der doppelten Bandbreite nicht überschreitet:
Δt ≤
2
νmax
.
(3.17)
Das Aliasing-Artefakt resultiert also aus dem diskreten Abtasten des oszillierenden Signals. Liegt
das Messobjekt außerhalb des F OV , kann die Oszillationsfrequenz des Signals nicht mehr aufgelöst werden und Objektregionen werden fehlkodiert. In Frequenzkodier-Richtung kann Aliasing
16
3 Magnetresonanz-Bildgebung
ohne Verlängerung der Messzeit durch sog. oversampling vermieden werden. Die Anzahl der abgetasteten k-Werte wird verdoppelt bei gleichzeitiger Verdopplung des F OV und die äußeren
Bildteile werden nach Rekonstruktion verworfen.
Für die Auflösung des MR-Bildes im Ortsraum folgt für die bisher betrachtete x-Richtung:
Δx =
2π
F OVx
=
.
NF
NF Δkx
(3.18)
Dies bedeutet, dass der größte Abstand im k-Raum umgekehrt proportional zum kleinsten Abstand im Ortsraum ist. Um kleine Strukturen Δx auflösen zu können, muss das Signal weit
außerhalb des k-Raum-Zentrums (k = 0) akquiriert werden. Dagegen ist im Zentrum die Signalstärke am größten: Für k = 0 kommt es zu keiner zusätzlichen Dephasierung der Transversalmagnetisierung durch die Gradienten der Ortskodierung und das k-Raum-Zentrum bestimmt
den Bildkontrast (Abb. 3.5). Überträgt man die Erkenntnisse der bisherigen eindimensionalen
Abbildung 3.5: Eigenschaften des k-Raums: Wird nur das k-Raum-Zentrum zur Bildrekonstruktion verwendet,
fehlen Detailinformationen (links), während das Bild bei der Rekonstruktion der Peripherie sehr signalarm ist
(Mitte). Dies verdeutlicht, dass das k-Raum-Zentrum den Bildkontrast und das k-Raum-Äußere die Auflösung
bestimmt. Zum Vergleich ist zusätzlich der volle k-Raum mit zugehöriger Bildrekonstruktion abgebildet (rechts).
Verändert aus Ref. [15].
Betrachtung auf die Phasenkodier-Richtung y, so folgt für die räumliche Auflösung Δy und die
Ausdehnung des F OV in diese Richtung F OVy
Δy =
F OVy
2π
=
.
NP
NP Δky
(3.19)
für ein Bild mit einer Pixel-Matrix NF × NP . Alle Größen, die im Zusammenhang mit der
diskreten k-Raum-Auslese eingeführt wurden, sind auch in Abb. 3.4 illustriert.
3.4 Pulssequenzen
Eine Messsequenz, oder kurz Sequenz, beschreibt die Kombination und den zeitlichen Ablauf
der bis hierhin beschriebenen Methoden der HF-Anregung, der Echoerzeugung und der Ortskodierung und erlaubt so die Aufnahme von MR-Bildern. Die beiden grundlegenden Typen der
Spin- und Gradientenecho-Sequenz werden in diesem Abschnitt näher betrachtet.
3.4 Pulssequenzen
17
3.4.1 Spinecho-Sequenz
Eine Sequenz, die einen refokussierenden 180◦ -HF-Puls verwendet und die Daten während eines
Spinechos (Kap. 2.7) aufnimmt, heißt Spinecho-(SE-)Sequenz und ist in Abb. 3.6 schematisch
mit den zugehörigen Gradienten für die Ortskodierung dargestellt.
180°
90°
Echo
90°
t
Gz
t
Gy
t
Gx
t
TE
TR
Abbildung 3.6: Zeitlicher Ablauf einer Spinecho-Sequenz: Schichtselektive HF-Anregung, refokussierender 180◦ HF-Puls und Ausbilden eines Echos zur Zeit T E. Diese Prozedur wird in zeitlichen Abständen T R NP -mal
wiederholt.
Nach jeder Messung befindet sich die Magnetisierung in einem angeregten Zustand und es
wird bis zur Zeit T R, der Repetitionszeit, gewartet, bis die nächste HF-Anregung erfolgt. Die
dargestellte zeitliche Abfolge wird mit unterschiedlicher Phasenkodierung, d.h. unterschiedlicher
Stärke des Phasenkodier-Gradienten, NP -mal wiederholt bis der k-Raum zeilenweise aufgefüllt
ist (siehe Kap. 3.2).
Ist T R ausreichend lang, so dass in der Zwischenzeit HF-Anregungen in benachbarten Schichten erfolgen können, so spricht man von einer Mehrschicht-Aufnahme anstelle einer EinzelschichtAufnahme. Eine weitere Möglichkeit T R effektiv auszunutzen, stellt die sog. Turbospinecho(TSE-)Sequenz dar [16]. Hierbei wird nach nur einer HF-Anregung eine Vielzahl (Turbofaktor)
von Refokussierungspulsen ausgespielt. Die generierten Spinechos werden durch variierende Phasenkodierung in unterschiedliche k-Raum-Zeilen abgelegt. Das Schema, mit dem der k-Raum
auf diese Weise aufgefüllt wird, ist dabei entscheidend für den Bildkontrast eines TSE-Bildes
(Kap. 3.3).
Bildkontraste Durch gezielte Wahl der Sequenzparameter T E und T R einer SE-Sequenz können Bilder eines gewünschten Kontrasts erzeugt werden. Dabei wird ausgenutzt, dass Parameter
wie die T1 - und T2 -Relaxationszeiten und die Protonendichte (ρ) gewebespezifisch sind. Gelingt
eine Darstellung, in der die Signalintensitäten im Bild Sabhängig von T1 , T2 und ρ sind, können
Gewebe unterschieden werden.
• Für kurze T E und kurze T R entsteht ein Bild, dessen Signalintensitäten die T1 Relaxationswerte der untersuchten Gewebe widerspiegeln (T1 -gewichtet). Die kurze Echozeit lässt
nur wenig Zeit für eine Dephasierung der Transversalmagnetisierung und sorgt damit für
geringe T2 -bedingte Signalunterschiede in der Probe. Eine kurze Zeit T R erreicht, dass
18
3 Magnetresonanz-Bildgebung
die Longitudinalmagnetisierung vor der nächsten HF-Anregung abhängig von T1 unterschiedlich stark relaxiert ist. Insgesamt werden so T1 -Unterschiede besonders kontrastreich
dargestellt bei gleichzeitiger Unterdrückung von T2 -Unterschieden.
• Für lange T E und lange T R entsteht ein T2 -gewichtetes Bild: Eine lange Echozeit lässt
T2 -bedingte Signalunterschiede sichtbar werden, da der Dephasierungsprozess abhängig
von T2 des Gewebes schon unterschiedlich weit fortgeschritten ist. Eine lange Zeit T R
bewirkt eine vollständige Relaxation der Longitudinalmagnetisierung vor jeder folgenden
HF-Anregung, so dass T1 -Unterschiede keine Rolle spielen.
• Für kurze T E und lange T R entsteht ein ρ-gewichtetes Bild, da hier weder T1 - noch T2 Unterschiede das Signal wesentlich beeinflussen. Der Bildkontrast ist dann im Wesentlichen
durch die räumliche Verteilung der Wasserstoffkerne gegeben.
Mit SE-Sequenzen lässt sich der Bildkontrast so sehr einfach über geeignete Parameterwahl
definieren. Zudem sind SE-Sequenzen durch die verwendeten Refokussierungspulse unanfällig für
zeitlich konstante Magnetfeldinhomogenitäten und Suszeptibilitätsunterschiede (siehe Kap. 2.7).
Eine Übersicht über die drei beschriebenen Kontraste in der MRT liefert Abb. 3.7.
Abbildung 3.7: Die drei Kontraste der MRT: Lange Echo- (T E) und Repetitionszeit (T R) verursachen eine
T2 -Wichtung des Bildes einer SE-Aufnahme. Sind beide Zeiten kurz gewählt, ist das Bild T1 -gewichtet. Ist T R
lang und T E kurz, so ist der Kontrast durch die Protonendichte (ρ) gegeben. Aus Ref. [17].
3.4.2 Gradientenecho-Sequenz
Die Gradientenecho-(GE-)Sequenz stellt die Basis vieler schneller Bildgebungstechniken und
auch der in dieser Arbeit vorgestellten Entwicklungen dar. Das Echo wird im Gegensatz zur SESequenz nicht durch Refokussierungspulse, sondern durch Gradientenumkehr in FrequenzkodierRichtung geformt (Abb. 3.8). Die Anregungspulse sind in der Regel kleiner als 90◦ . Dies lässt
eine deutlich schnellere Echoerzeugung zu. Der invertierte vorgeschaltete Gradient führt zu einer Dephasierung der Transversalmagnetisierung, die durch den Frequenzkodier-Gradienten zu
Teilen wieder rephasiert werden kann. Phasenanteile, die auf zeitlich konstante Feldinhomogenitäten zurückzuführen sind, können allerdings nicht wie bei der SE-Sequenz kompensiert werden
3.4 Pulssequenzen
19
und das MR-Signal zerfällt mit T2∗ . Dieser schnelle Signalzerfall verhindert eine Messung mit
sehr langen Echozeiten (T E >> T2∗ ) und GE-Bilder zeigen daher in der Regel einen Mischkontrast aus T1 und T2∗ . Für kleine Flipwinkel zur HF-Anregung spricht man bei einer GE-Sequenz
auch von der FLASH-Technik (fast low angle shot, [18]). Alle GE-Sequenzen verwenden am Ende eines jeden T R-Intervalls einen inversen Phasenkodier-Gradienten zur Rephasierung, damit
die Gradientenfläche in jede der drei Raumrichtungen nicht von T R-Intervall zu T R-Intervall
variiert (Abb. 3.8).
a
a
Echo
fn
fn+1
t
Gz
t
Gy
t
Gx
t
TE
TR
Abbildung 3.8: Bei der Gradientenecho-Sequenz wird das Echo durch eine Gradientenumkehr in FrequenzkodierRichtung geformt. Wird die Phase der Anregungspulse φ nach einem bestimmten Schema variiert, so kann auch
bei kurzen Echo- und Repetitionszeiten eine reine T1 -Wichtung erzielt werden (HF-Spoiling).
GE-Sequenzen mit TR >> T2
Wird T R deutlich länger als T2 gewählt, dann ist die Transversalkomponente der Magnetisierung vor jeder HF-Anregung dephasiert. Jeder Anregungspuls wandelt damit die vorhandene
Longitudinal- in Transversalmagnetisierung um, deren FID zu einem GE geformt wird. Durch
eine kurze Abfolge von HF-Pulsen mit dem Flipwinkel α pendelt sich die Longitudinalmagneti− ein, der vor jeder weiteren Anregung n zur Verfügung
sierung auf einen Gleichgewichtswert Mz,n
steht (steady-state):
−
Mz,n
− TTR
= M0 [
1−e
1
− TTR n−1
1
+ (cos(α)e
− TTR
1
1 − cos(α)e
)
(1 −
− TTR
1−e
1
)].
− TTR
1 − cos(α)e
(3.20)
1
Somit folgt für die Signalentwicklung in den steady-state:
− TTR
Sn = M0 sin(α)[
1−e
1
− TTR
1
1 − cos(α)e
− TTR n−1
1
+ (cos(α)e
)
(1 −
− TTR
1−e
1
− TTR
1
1 − cos(α)e
− TTE
∗
)]e
2
.
(3.21)
Für kleine Flipwinkel α erreicht die Longitudinalmagnetisierung erst nach einer Vielzahl an
Pulsen den steady-state. Der zugehörige Signalwert im Gleichgewicht ist in diesem Fall sehr groß
(Abb. 3.9(a), rote Kurve) und die Transversalmagnetisierung und das Messsignal damit gering
20
3 Magnetresonanz-Bildgebung
(Abb. 3.9(b), rote Kurve). Für große Flipwinkel pendelt sich die Longitudinalmagnetisierung
schon nach wenigen Anregungspulsen auf einen steady-state Wert ein, der diesmal sehr klein
ausfällt (Abb. 3.9(a), blaue Kurve). Da sich bei einem großen Flipwinkel nach T1 -Relaxation
vor dem nächsten Anregunsgpuls nur ein geringer Teil an Longitudinalmagnetisierung wieder
eingestellt hat, kann nämlich auch die Wahl eines zu großen Flipwinkels zu einem geringen
steady-state Signal führen (Abb. 3.9(b), blaue Kurve). Derjenige Flipwinkel, der das steadystate Signal
− TTR
M0 sin(α)(1 − e
Ssteady−state =
1
− TTR
1
1 − cos(α)e
)
− TTE
∗
e
(3.22)
2
maximiert, heißt Ernstwinkel (αE ):
− TTR
1
).
(3.23)
1
1
0.8
0.8
0.6
0.6
Sn [a.u.]
M
−
z,n
[a.u.]
αE = arccos(e
0.4
0.2
0
α=10°
α=40°
α=70°
0.4
Ssteady−state(α=40°)
0.2
5
10
15
20
n
25
(a)
30
35
40
0
5
10
15
20
n
25
30
35
40
(b)
Abbildung 3.9: Übergang der (a) Longitudinalmagnetisierung und (b) des MR-Signals in den steady-state für
verschiedene Flipwinkel α und T R/T 1 = 0, 1. In (b) wurde der T2∗ -Zerfall in Gl. 3.21 nicht berücksichtigt. Der
Ernstwinkel αE für diese Parameterkonstellation liegt bei 25,2◦ .
GE-Sequenzen mit TR < T2
Ist T R < T2 , so tragen auch Anteile der Transversalmagnetisierung vorausgegangener HFAnregungen zur Signalerzeugung bei. Der Bildkontrast ist dann komplexer und wird neben
der T1 -Relaxationszeit und dem Flipwinkel α auch durch T2∗ bestimmt. Viele Anwendungen
wie beispielsweise die kontrastmittelgestützte Magnetresonanzangiographie fordern statt diesem
Mischkontrast aber eine reine T1 -Wichtung bei kurzen T R- und T E-Zeiten. Eine Technik, die
dies gestattet, ist das sog. HF-Spoiling, bei dem die Phase φn der Anregungspulse nach einem
bestimmten Schema für jedes T R-Intervall n variiert wird [19], [20]:
1
φn = φink (n2 + n + 2)
2
oder rekursiv
φn = φn−1 + nφink
(3.24)
(3.25)
3.4 Pulssequenzen
21
mit einem Phaseninkrement φink von typischerweise 117◦ [19].
Bei perfektem HF-Spoiling wird die Transversalmagnetisierung so dephasiert, dass keine T2 Signalbeiträge zustande kommen. Es berechnet sich das steady-state Signal dann wieder wie im
Fall T R >> T2∗ nach Gl. 3.22 und wird durch den Ernstwinkel maximiert.
3.4.3 Flusskompensation
Die MR-Bildgebung ist für Bewegung und Fluss der Spins während der Datenakquisition sensitiv. Dies kann beispielsweise für eine Flussquantifizierung ausgenutzt werden (Kap. 4.4.2),
verursacht aber auch Bildartefakte. Gradient moment nulling (GMN) kann eine Pulssequenz
immun gegenüber solchen Bildartefakten machen und Signalverluste und räumliche Fehlkodierungen (ghosting) wie sie bei pulsatilem Blutfluss auftreten reduzieren. In diesem Fall spricht
man auch von einer Flusskompensation. Dabei werden Gradientenschemata ausgespielt, deren
Gradientenmomente nullter, erster oder zweiter Ordnung verschwinden 1 .
GMN nullter Ordnung rephasiert statische Spins und findet demnach Anwendung in nahezu
jeder Pulssequenz. GMN erster und zweiter Ordnung kompensiert Bewegung und Fluss mit konstanter Geschwindigkeit bzw. auch Bewegung mit konstanter Beschleunigung. Typischerweise
findet man zur Flusskompensation GMN erster Ordnung (Abb. 3.10) in Sequenzen implementiert, das in alle drei Raumrichtungen angewendet werden kann. Ein Nachteil besteht in der
Verlängerung der minimalen T E-Zeiten, was wiederum die Anfälligkeit der Sequenz gegenüber
Bewegung verstärkt. Daher ist es zur Flusskompensation auch oft ausreichend, T E so kurz wie
möglich zu wählen.
Gradient
- Gradientenmoment 0. Ordnung
- Gradientenmoment 1. Ordnung
- Gradientenmoment 2. Ordnung
Zeit
TE
Abbildung 3.10: Flusskompensation durch GMN erster Ordnung. Nulltes und erstes Gradientenmoment nehmen
durch das spezielle Gradientenschema zum Zeitpunkt TE den Wert Null an und Artefakte und Signalverluste durch
Spinbewegung mit konstanter Geschwindigkeit können reduziert werden.
3.4.4 Fettsättigung
Fettgewebe im menschlichen Körper weist eine kurze T1 -Relaxationszeit auf und liefert daher
oft einen hohen Signalbeitrag in MR-Bildern, der den Bildeindruck stören kann. Durch spezielle
Präparation einer Pulssequenz kann gezielt das Signal von Körperfett unterdrückt werden, um
so die Visualisierung der Daten und die Diagnostik zu verbessern.
Eine mögliche Methode hierfür basiert auf der sog. chemischen Verschiebung zwischen Wasser
und Fett. Atomkerne sind von Elektronen umgeben, die das Hauptmagnetfeld B0 abschirmen
und das Nettofeld reduzieren, das die Kernspins erfahren. Durch diesen Effekt können Protonen in unterschiedlichen mikroskopischen Umgebungen (d.h. in unterschiedlichen Molekülen
1
Gradientenmoment m-ter Ordnung:
G(t)tm dt.
22
3 Magnetresonanz-Bildgebung
oder an unterschiedlichen Orten desselben Moleküls) leicht unterschiedliche Resonanzfrequenzen besitzen. Diesen Frequenzunterschied bezeichnet man als chemische Verschiebung in der
MRT und ist abhängig von der Stärke des Hauptmagnetfeldes. Zwischen in Wasser und in Fett
gebundenen Protonen beträgt er 3.5 ppm (220 Hz bei B0 = 1.5 T). Ein HF-Puls, eingestrahlt
mit diesem Frequenzunterschied zur Resonanzfrequenz der Wasserstoffprotonen, regt somit nur
die fettgebundenen Protonen an (Abb. 3.11). Starke Gradientenfelder (sog. Spoiler-Gradienten)
dephasieren anschließend das generierte Fettsignal bevor die eigentliche Pulssequenz folgt.
90°
a
Echo
t
Spoiler
Gz
t
Spoiler
Gy
t
Spoiler
Gx
t
Wasser
Fett
Wasser
Abbildung 3.11: Fettsättigung auf Basis der chemischen Verschiebung: Ein 90◦ -HF-Puls wird mit der Resonanzfrequenz für fettgebundene Wasserstoffkerne eingestrahlt. Durch starke Gradienten, sog. Spoiler, wird das
Fettsignal dephasiert bevor die eigentliche Pulssequenz startet.
Eine weitere Möglichkeit für eine Fettsättigung bietet auch die sog. inversion recovery (IR)
Technik (Abb. 3.12). Die Magnetisierung wird vor der HF-Anregung durch einen 180◦ -IR-Puls
präpariert, der die Longitudinalmagnetisierung invertiert. Nach einer Zeit T I, der Inversionszeit, folgt die HF-Anregung. Die bis zu diesem Zeitpunkt erholte Longitudinalmagnetisierung
wird in die Transversalebene gekippt. Ist T I wesentlich größer als T1 , hat der IR-Puls keinen
Einfluss auf das resultierende MR-Signal, da es zu einer vollständigen Relaxation der Longitudinalmagnetisierung kommt. Ist T I allerdings in der Größenordnung von T1 , ist die Erholung nicht
vollständig abgeschlossen. Für einen bestimmten Wert von T I, den Nullpunkt, verschwindet die
Longitudinalmagnetisierung und erzeugt nach der Anregung kein Messsignal mehr für das zugehörige Gewebe. Zur Fettsättigung muss T I aufgrund der kurzen T1 -Relaxationszeit von Fett sehr
kurz gewählt werden und man spricht auch von einer STIR-Sequenz (short tau (Inversionszeit)
inversion recovery). T I berechnet sich bei bekanntem T1 eines Gewebes wie folgt:
T I = T1 ∗ ln(2).
(3.26)
3.4 Pulssequenzen
23
180°
90°
Zeit
TI
kurzes T1
Nullpunkt
langes T1
Zeit
Abbildung 3.12: Inversion recovery Technik: Die Magnetisierung wird durch einen 180◦ -HF-Puls invertiert. Ist
die Inversionszeit T I so gewählt, dass die Längsmagnetisierung ihren Nulldurchgang hat, kann das Signal eines
Gewebes mit der zugehörigen T1 -Relaxationszeit im Bild unterdrückt werden. Für Fett, das eine sehr kurze T1 Relaxationszeit besitzt, muss daher für eine effektive Fettunterdrückung eine kurze Inversionszeit gewählt werden.
3.4.5 Signal-zu-Rausch-Verhältnis
MR-Bilder zeigen in der Regel die Magnitude des Signals, die aus den komplexen Signaldaten
rekonstruiert wird. Dazu wird das komplexe Signal im k-Raum über eine FT in komplexe Signaldaten im Bildraum umgewandelt und anschließend der Betrag aus Real- und Imaginärteil
berechnet.
Rauschen, das z. B. durch die Messelektronik, die Spulen oder Veränderungen der Messprobe
verursacht wird, folgt im Komplexen in guter Näherung einer Gaußverteilung mit Mittelwert
Null. Da die FT eine lineare und orthogonale Transformation ist, bleibt die Gaußverteilung des
Rauschens bei der Transformation des komplexen Signals vom k-Raum in den Bildraum erhalten.
Das Berechnen des Betrags ist allerdings keine lineare Transformation mehr, und das Rauschen
im Magnitudenbild lässt sich nicht länger durch eine Gaußverteilung beschreiben. Die gemessene
Signalmagnitude M unterliegt in diesem Fall einer Rice-Verteilung [21].
Das Verhältnis von unverrauschter Signalmagnitude A und der Standardabweichung des gaußverteilten Rauschens im Komplexen σ wird als Signal-zu-Rausch-Verhältnis (signal to noise ratio,
SN R) bezeichnet und ist ein wesentlicher Parameter, der die Bildqualität erfassen kann. Das
SN R kann durch die Wahl verschiedener Sequenzparameter beeinflusst werden, hängt aber ganz
allgemein von der Akquisitionszeit und der Voxelgröße ΔxΔyΔz ab.
In Bildregionen außerhalb des Messobjekts ist nur Signalrauschen vorhanden (A = 0) und M
Rayleigh-verteilt [22] (Abb. 3.13):
pM (M ) =
M − M 22
e 2σ ,
σ2
A = 0.
(3.27)
Für Mittelwert MR und Standardabweichung SD(MR ) der Rayleigh-Verteilung ergeben sich:
π
(3.28)
MR = σ
2
24
3 Magnetresonanz-Bildgebung
SD(MR ) =
4−π
σ.
2
(3.29)
Abbildung 3.13: Rice-Verteilung der Signalmagnitude und zugehörige Mittelwerte bei Anwesenheit von Rauschen für verschiedene SN R.
√ Für große A geht die Rice-Verteilung von M in eine Gaußverteilung mit Mittelwert M S =
A2 + σ 2 und Standardabweichung
σ über. In diesem Fall und unter Vernachlässigung des
4−π
Korrekturfaktors
2 ist das Verhältnis aus dem Mittelwert innerhalb einer Bildregion (region
of interest, ROI) im Messobjekt und der Standardabweichung innerhalb einer ROI außerhalb
des Messobjekts ein Maß für das SN R.
3.5 Aufbau eines MR-Tomographen
Ein klinischer MR-Tomograph (Abb. 3.14) gestattet durch geeignete Hardware- und SoftwareKomponenten neben der Erzeugung und räumlichen Kodierung des MR-Messsignals auch die
Bildrekonstruktion für eine Schnittbilddiagnostik des Menschen. Die Hauptfeldspulen erzeugen
y
Empfangsspulen
x
y
x
z
Koordinatensystem
des Tomographen
Patiententisch
z
Patientenkoordinatensystem
Abbildung 3.14: Klinischer MR-Tomograph (verändert aus Ref. [23]).
3.6 Beschleunigung der Datenaufnahme
25
das möglichst homogene und statische Magnetfeld B0 . Sie sind aus supraleitendem Material
(Niob-Titan-Legierung in einer Kupfermatrix) und in einem mit flüssigem Helium gefüllten Kryostaten eingebettet. Für eine Homogenitätskorrektur sind zudem sog. shim-Spulen vorhanden.
Diese gleichen lokale Magnetfeldvariationen aus, die beispielsweise durch Suszeptibilitätsunterschiede im menschlichen Körper verursacht werden. Die zur Ortskodierung benötigten Magnetfeldgradienten werden durch weitere Spulen, sog. Gradientenspulen, realisiert.
Die HF-Anregung erfolgt meist über die sog. Körperspule, die als Volumenspule ein sehr
homogenes Feld erzeugen und prinzipiell auch zum Empfang des MR-Signals genutzt werden
kann. Sie ist ebenso wie die Hauptfeldspule, die shim-Spulen und die Gradientenspulen im Tomographengehäuse untergebracht. Zum Signalempfang werden bei neueren Geräten aber meist
wegen der größeren SN R-Ausbeute sog. Oberflächenspulen bevorzugt, die durch Befestigung
am Patiententisch einen möglichst geringen Abstand zum Patienten und damit zum Ort der
Signalentstehung haben (Abb. 3.14). Da ein geringer Spulendurchmesser ebenso zur Steigerung
des Messsignal beiträgt, setzen sich bei modernen Systemen Oberflächenspulen in der Regel aus
mehreren kleineren Spulen (Elementen) zusammen. Diese sog. phased-array-Spulen sind dann
auch für eine parallele Bildgebung geeignet und können zur Beschleunigung der Datenaufnahme
eingesetzt werden (Kap. 3.6.2).
Neuere MR-Tomographen gestatten zudem die Bewegung des Patiententischs zwischen zwei
Messungen oder auch während einer Messung (continuously moving table (CMT), Kap. 5.2.2).
Für Letztere muss dann zwischen dem Koordinatensystem des Tomographen und dem Patientenkoordinatensystem unterschieden werden (Abb. 3.14). Während einer CMT-Messung bewegt
sich das Patientenkoordinatensystem relativ zum statischen Koordinaten des Tomographen in
z-Richtung.
3.6 Beschleunigung der Datenaufnahme
Die Länge einer MRT-Untersuchung wird im Wesentlichen durch die Dauer der ausgespielten
Pulssequenzen (NP ∗ T R) festgelegt. Ziel ist es daher immer, den zeitlichen Ablauf einer Pulssequenz möglichst kurz zu halten, um diese so für den klinischen Einsatz nutzbar zu machen.
Bewegungsartefakte während der Untersuchung können so gering gehalten werden und Messungen bei angehaltenem Atem werden bei ausreichend kurzer Datenaufnahme überhaupt erst
realisierbar. Zur Messbeschleunigung stehen mittlerweile eine Vielzahl an Techniken zur Verfügung, von denen die für diese Arbeit relevanten hier kurz vorgestellt werden.
3.6.1 Partial-Fourier Technik
Die partial-Fourier Technik ist ein sehr einfaches und vielfach eingesetztes Verfahren zur Beschleunigung der Datenakquisition. Hierbei wird ausgenutzt, dass die folgende mathematische
Beziehung für das Signal im k-Raum (Gl. 3.7) gilt:
S(−k) = S ∗ (k).
(3.30)
Es reicht daher theoretisch aus, nur den halben k-Raum auszulesen und die fehlende Hälfte
über Gl. 3.30 zu berechnen. Um aber sicherzustellen, dass das Signalmaximum in keinem Fall
ausgelassen wird, wird das k-Raum-Zentrum in der Praxis immer mit aufgenommen. Der partialFourier Faktor (P F F ) gibt den akquirierten Anteil des k-Raums an und beträgt typischerweise
3/4, 5/8 oder 7/8.
26
3 Magnetresonanz-Bildgebung
3.6.2 Parallele Bildgebung
Auch die sog. parallele Bildgebung kann zu einer deutlichen Messzeitreduktion genutzt werden.
Bei dieser Technik wird der Abstand zwischen ausgelesenen k-Raum-Zeilen bei gleicher k-RaumAusdehnung um den Reduktionsfaktor RF vergrößert, was zu einer Messbeschleunigung um eben
diesen Faktor führt. Nach Gl. 3.16 hat dieses Vorgehen aber gleichzeitig eine Verringerung des
F OV zur Folge und es kommt zu Aliasing-Artefakten (Kap. 3.3). Werden nun aber phased-arraySpulen (Kap. 3.5) genutzt, empfangen mehrere Spulenelementen mit unterschiedlicher räumlicher
Sensitivität gleichzeitig (parallel) das MR-Signal und die fehlende räumliche Kodierung kann
kompensiert werden (Abb. 3.15). In diesem Zusammenhang sind zwei Verfahren zu nennen, die
sich in den letzten Jahren für die parallele Bildgebung etabliert haben: GRAPPA (generalized
autocalibrating partially parallel acquisition, [24]) und SENSE (sensitivity encoding, [25]).
Bei der SENSE Technik werden die unterabgetasteten k-Räume für jedes Spulenelement
erst fouriertransformiert. Mithilfe der Information der Spulensensitivitäten werden anschließend
Aliasing-Artefakte entfernt und die einzelnen Spulenbilder am Ende kombiniert. Im Gegensatz
zu SENSE greift die GRAPPA Technik nicht erst im Bildraum nach FT, sondern bereits im
k-Raum ein, indem fehlende k-Raum-Zeilen mithilfe der Spulensensitivitäten rekonstruiert werden. Diese Technik, deren prinzipielle Funktionsweise schematisch in Abb. 3.15 zu sehen ist,
kommt in dieser Arbeit zum Einsatz und wird daher näher betrachtet.
abgetastet
ausgelassen
Referenzzeilen
Spulensensitivitäten Cj
unterabgetasteter k-Raum
voller k-Raum
Abbildung 3.15: GRAPPA Technik für die parallele Bildgebung: Der Abstand der ausgelesenen k-Raum-Zeilen
wird um den Reduktionsfaktor RF vergrößert (hier RF = 3). Die Spulensensitivitäten verschiedener Empfangsspulen (hier vier) werden als Zusatzinformation genutzt, um fehlenden k-Raum-Zeilen zu rekonstruieren. Für
diesen Prozess wird der zentrale k-Raum (Referenzzeilen) vollständig ausgelesen.
GRAPPA ist eine Erweiterung der AUTO-SMASH Methode (simultaneous acquisition of spatial harmonics, [26]), bei der fehlende k-Raum-Teile aus einer Linearkombination der Spulensensitivitäten gewonnen werden. Sei die y-Richtung wieder die Phasenkodier-Richtung, dann gilt
für das Messsignal im k-Raum analog zu Gl. 3.7:
(3.31)
Sj (km ) = Cj (y)M (y)e−ikm y dy.
Hierbei nummeriert der Index j die Nc Spulenelemente mit den Sensitivitäten Cj . Der Überschaubarkeit halber wurden der Index y und die Betrachtung der Frequenzkodier-Richtung hier
vorläufig weggelassen. Die Zahl m nummeriert die gemessenen k-Raum-Zeilen und nimmt für
RF = 3 beispielsweise die Werte m = 0, 3, 6, ... an. Für eine gemessene Zeile m und RF = 3
muss nun für die Rekonstruktion des vollständigen k-Raums das Signal Ŝ für die folgenden Zeilen
3.6 Beschleunigung der Datenaufnahme
27
berechnet werden:
Ŝ(km ) = M (y)e−ikm y dy
Ŝ(km + Δk) = M (y)e−ikm y e−iΔky dy
Ŝ(km + 2Δk) = M (y)e−ikm y e−i2Δky dy.
(3.32)
Eine Linearkombination der Spulensensitivitäten mit Wichtungsfaktoren aj,p soll nun die zusätzlichen exponentiellen Terme e−ipΔk (p = 0, 1, ..RF − 1) in Gl. 3.32 approximieren
Nc
aj,p Cj (y) = e−ipΔky ,
p = 0, 1, ...RF − 1,
(3.33)
j=1
um so die neuen k-Raum-Daten
Ŝ(km + pΔk) = My e−ikm y e−ipΔky dy
(3.34)
zu gewinnen. Einsetzen von Gl. 3.33 in Gl. 3.34 führt zu:
Nc
−ikm y
aj,p Cj (y)dy.
Ŝ(km + pΔk) = My e
(3.35)
j=1
Zieht man die Summe vor das Integral ergibt sich
Ŝ(km + pΔk) =
Nc
aj,p Sj (km ),
p = 0, 1, ...RF − 1
(3.36)
j=1
und damit das gewünschte Ergebnis: Die ausgelassenen k-Raum-Zeilen können aus einer Linearkombination der gemessenen Zeilen rekonstruiert werden. Ebenso ist eine Neuberechnung der
bereits gemessenen Zeilen möglich.
In die Rekonstruktion eines einzelnen fehlenden k-Raum-Punktes (Zielpunkt) gehen nur aufgenommene k-Raum-Punkte eines definierten Bereichs ein (GRAPPA-Kern, Abb. 3.16). Ein
GRAPPA-Kern erstreckt sich in kx -Richtung über Bx nebeneinanderliegende k-Raum-Punkte
und über By Zeilen im Abstand RF ∗ Δky und wird für jede Spule repliziert. Ein Zielpunkt liegt
in der Regel in der Mitte des Kerns im k-Raum einer einzigen Spule. Zur Bestimmung der Wichtungsfaktoren wird dieser Kern durch den zentralen k-Raum geschoben“, der für die GRAPPA
”
Technik vollständig aufgenommen wird (Referenzzeilen, Abb. 3.15). Es ergeben sich so analog zu
Gl. 3.36 Beziehungen zwischen aufgenommenen Punkten innerhalb des GRAPPA-Kerns und dazugehörigen Zielpunkten, die ein überbestimmtes Gleichungssystem mit den Wichtungsfaktoren
als unbekannte Größen bilden:
Z = AW.
(3.37)
Der Vektor Z enthält die Signalwerte der Zielpunkte, die für den Bereich der Referenzzeilen gegeben sind. Die Matrix A beinhaltet die gemessenen Punkte innerhalb des zugehörigen GRAPPAKerns und der Vektor W die unbekannten Wichtungsfaktoren. Letzterer kann durch die Berechnung der Pseudoinversen von A ermittelt werden. Mithilfe der gewonnenen Wichtungsfaktoren
werden dann die fehlenden k-Raum-Punkte im unterabgetasteten Bereich berechnet. Abschließend entsteht durch FT des k-Raums einer jeden Spule j und Kombination der Einzelbilder das
finale Bild.
28
3 Magnetresonanz-Bildgebung
ky
Spule 1
Spule 2
Spule 3
abgetastet
ausgelassen
Zielpunkt
kx/Spulen
Abbildung 3.16: Beispiel eines GRAPPA-Kerns der Ausdehnung Bx × By = 5 × 4 für einen Reduktionsfaktor
RF = 3 und Nc = 3 Spulen. Aufgenommene k-Raum-Punkte innerhalb des Kerns werden zur Rekonstruktion
eines Zielpunktes verwendet.
Limitationen Um Aliasing-Artefakte bei Einsatz der parallelen Bildgebung vollständig kompensieren zu können, muss die Anzahl der genutzten Spulenelemente mit linear unabhängigen
Sensitivitäten mindestens RF sein. Zudem kann eine SN R-Verschlechterung beobachtet
√ werden.
Ein Grund hierfür ist die reduzierte Datenaufnahme, die das SN R um den Faktor RF senkt.
Zusätzlich kommt es in Abhängigkeit von RF und der verwendeten Spulengeometrie zu einer
ortsabhängigen Rauschverstärkung, die durch den sog. g-Faktor (g für Geometrie) beschrieben
wird. Damit gilt für das SN R bei paralleler Bildgebung (SN Rparallel ) gegenüber dem SN R im
Falle einer vollständigen k-Raum-Auslese:
SN Rparallel (x) = √
SN R
.
RF ∗ g(x)
(3.38)
Für die in dieser Arbeit durchgeführten Messungen kommen Spulen zum Einsatz, für die die
Anzahl der Empfangselemente und deren Geometrien eine Aufnahmebeschleunigung mit RF = 2
ohne eine merkliche Rauschverstärkung zulassen.
29
4 Verfahren für die Angiographie
Für die Gefäßdiagnostik stehen eine Reihe von Modalitäten zur Verfügung einschließlich der
MRT. Je nach zugrundeliegendem Bildgebungsverfahren unterscheidet man dabei zwischen der
digitalen Subtraktionsangiographie (DSA), der computertomographischen Angiographie (CTA),
der Magnetresonanzangiographie (MRA) und der Sonographie (Ultraschall, US). Das folgende
Kapitel stellt die genannten Verfahren mit Schwerpunkt auf dem aktuellen Stand der MRA vor.
Funktionsweise, mögliche Limitationen und Vorteile, Einsatzgebiete und Relevanz werden mit
Bezug auf die jeweils konkurrierenden Verfahren erläutert.
4.1 Digitale Subtraktionsangiographie
Unmittelbar nach Röntgens Veröffentlichung zur Entdeckung der gleichnamigen Strahlen zeigten
Haschek und Lindenthal 1896 das erste Angiogramm einer amputierten Hand [27]. Die Einführung neuer Punktions- und Kathetertechniken durch Sven Ivar Seldiger 1952 und die Entwicklung
erster Dilatatoren durch Dotter 1964 beschränkten die Angiographie nicht länger nur auf ihren
diagnostischen, sondern bedeuteten den Startschuss für deren therapeutischen Einsatz [28], [29].
In den 1970er Jahren kam es zu einer weiteren grundlegenden Verbesserung durch die Einführung
des DSA-Prinzips.
Bei der DSA wird der Patient auf einem strahlendurchlässigen Tisch innerhalb einer als Coder U-Arm angeordeneten Röntgenröhren-Detektor-Einheit positioniert (Abb. 4.1(a)). Nach
(a)
(b)
Abbildung 4.1: (a) Angiographiesystem mit einer als C-Bogen angeordneten Röntgenröhren-Detektor-Einheit
(AXIOM Artis FA, Firma Siemens, Medical Solutions). (b) Prinzip der digitalen Subtraktionsangiographie: Subtraktion von Füllungsbild (links) nach und Maskenbild vor Kontrastmittelinjektion erhöht den Gefäßkontrast im
Subtraktionsbild (rechts).
gründlicher Desinfektion und steriler Abdeckung wird ein Kontrastmittel entweder über eine
Kanüle direkt ins Gefäß injiziert (Feinnadelpunktion) oder über einen Angiographiekatheter
verabreicht, der zuvor mithilfe eines Führungsdrahts positionert wurde (Seldinger-Technik). Das
Prinzip der DSA beruht abschließend auf einer computergestützten Subtraktion eines Bildes aufgenommen vor Kontrastmittelinjektion (=Maskenbild) von Aufnahmen bei Gefäßkontrastierung
(=Füllungsbild) (Abb. 4.1(b)).
30
4 Verfahren für die Angiographie
Bei Verwendung eines jodhaltigen Kontrastmittels (höhere Dichte als umgebendes Gewebe)
erscheint dieses im DSA-Bild schwarz auf weißem Hintergrund und man spricht von einer positiven Kontrastierung. Gasförmige Kontrastmittel (geringere Dichte als umgebendes Gewebe)
resultieren dagegen in einem sog. negativen Gefäßkontrast, bei dem sich das Kontrastmittel weiß
vom schwarzem Hintergrund absetzt.
Durch wiederholte Aufnahme, ausgelöst durch ein Fußpedal, ist eine zeitaufgelöste Darstellung
der Kontrastmittel-Passage im Gefäß möglich, die durch die Bildwechselfrequenz und die Expositionszeit pro Bild beschrieben wird. Die neueste Gerätegeneration gestattet auch die Durchführung einer sog. Rotationsangiographie, bei der eine kontinuierliche Aufnahme während einer
Rotation des C-Arms und der Kontrastmittelinjektion stattfindet. Dieses Verfahren gestattet
somit analog zur CTA die Aufnahme eines Volumendatensatzes, wird aber aufgrund der hohen
Strahlenbelastung, der hohen erforderlichen Kontrastmitteldosis und der langen Aufnahme- und
Nachverarbeitungszeiten selten eingesetzt.
Vorteile und Limitationen Die wesentlichen Vorteile der DSA liegen in der höheren zeitlichen
als auch räumlichen Auflösung im Vergleich zur CTA und MRA. Röntgenaufnahmen können mit
einer Bildwechselfrequenz von bis zu 30 Bildern pro Sekunde erzeugt werden bei einer räumlichen
Auflösung, die die Trennung von 4 Linienpaaren pro Milimeter erlaubt. Die DSA ist zudem in der
Lage, instantan einen sehr großen Bereich darzustellen. Nach Sichtung der gewonnenen RöntgenBilder kann der Operateur unmittelbar mit Messwiederholungen oder -modifikationen reagieren
und so eine befundorientierte Optimierung der Untersuchung sichern.
Der Katheter-Einsatz bei der DSA birgt allerdings einige Risiken [30] im Vergleich zu den
nichtinvasiven Verfahren CTA, MRA und US [31], [32]. Im Fall rein diagnostischer Katheterisierungen ist die Komplikationsrate sehr gering [33], steigt jedoch für therapeutische Interventionen
aufgrund der längeren Dauer, der erhöhten Komplexität des Eingriffs und der größeren Abmessung der verwendeten Instrumentarien. Komplikationen des Katheter-Eingriffs können Blutungen an der Punktionsstelle, Gefäßdissektionen, Blutungen oder Gefäßverschlüsse in der Peripherie und ein Aneurysma spurium an der Punktionsstelle sein. Allerdings kann der Operateur
aus einer immer weiter steigenden Zahl an Instrumentarien wie Ballons, Stents und Kathetern
gezielt wählen, um solche Komplikationen zu verhindern oder zu behandeln.
Weitere Risiken teilt sich die DSA mit der CTA. Dazu zählen die Strahlenexposition sowie
die nötige Injektion eines Kontrastmittels (100 − 150 ml). Damit ist die Wahrscheinlichkeit einer Kontrastmittel- oder nephrotoxischen Reaktion des Patienten für beide Verfahren gegeben.
Strahlendosen sind sowohl bei der DSA als auch bei der CTA stark abhängig von Protokoll
und Untersuchungsregion. Für die peripheren Gefäße des Abdomens, Beckens und der unteren
Extremitäten liegen gemessene kumulative Strahlendosen beispielsweise zwischen 1, 6 mSv und
20 mSv für die CTA im Vergleich zu einer Spanne von 6, 4 mSv bis 16 mSv für die DSA [34].
Das diagnostische Potential von DSA-Bildern im Vergleich zu den Schnittbild-Verfahren CTA
und MRA ist durch die fehlende 3D Information beschränkt, wenn keine Rotationsangiographie
durchgeführt wird. DSA-Bilder sind nur 2D Projektionsaufnahmen, in denen überlappende Gefäße nicht separiert werden können und die für jede gewünschte Projektionsrichtung wiederholt
werden müssen. Sehr gewundene Gefäßverläufe können daher mehrere Durchläufe auf der Suche
nach einer optimalen Projektion erfordern. Zusätzlich gestatten CTA und MRA in der Regel
eine bessere Beurteilung extravaskulärer Strukturen [35].
Bewegungsartefakte, die durch Atmung, Herzschlag oder Peristaltik verursacht werden, können die Qualität von DSA-Aufnahmen mindern und Hintergrundstrukturen wie Knochen im
Subtraktionsbild sichtbar machen. Die Wahl eines optimalen Maskenbildes zur Subtraktion oder
4.2 Computertomographische Angiographie
31
die Registrierung von Masken- und Füllunsgbild (pixel shifting) können kleinere Artefakte aber
beheben.
Anwendungsgebiete und Relevanz Die DSA ist der Referenzstandard für die neueren vaskulären Bildgebungsmethoden. Durch den Fortschritt im Bereich der nichtinvasiven CTA und
MRA und das größere zur Verfügung stehende Instrumentarium für endovaskuläre Therapien
hat sich der Anwendungsschwerpunkt der DSA allerdings von der Diagnostik zum therapeutischen Einsatz verschoben. Die DSA wird daher bei Patienten, die keine Angioplastie oder
keinen größeren chirurgischen Wiederherstellungseingriff benötigen, häufig durch MRA- oder
CTA-Untersuchungen ersetzt. Zur Abklärung von Gefäßerkrankungen der Becken-Bein-Region
gilt die DSA aber noch als das Standardverfahren [28].
Der Begriff der DSA steht häufig synonym für die Arteriographie, beschreibt aber viel allgemeiner das Prinzip der Subtraktion eines Füllungs- und eines Maskenbildes, das daher ohne
Einschränkung auch für die Darstellung von beispielsweise Venen (Phlebographie), Gallenwegen
oder Drainagen zum Einsatz kommen kann. Bei der Phlebographie sorgt eine Staubinde (Tourniquet) oberhalb des Knöchels dafür, dass sich die tiefen Venen (Kap. 5.1) mit Kontrastmittel
füllen. Zur Bildgebung der oberflächlichen Venen und evtl. vorhandener Krampfadern (Kap. 5.1)
wird die Stauung gelöst.
4.2 Computertomographische Angiographie
Im Vergleich zur DSA und zum US stellt die CTA zusammen mit der MRA noch ein sehr neues
Verfahren für die Angiographie dar. Die CTA erfordert die schnelle Aufnahme eines großen Bereiches, um die Steigerung des Gefäßkontrastes nach einmaliger Injektion eines jodhaltigen Kontrastmittels verfolgen zu können. Dies wurde erst durch die Entwicklung der Spiral-CT (Abb. 4.2)
durch W.A. Kalender [36] im Jahr 1989 möglich. Hierbei bewegt sich der Patiententisch kontinu-
Abbildung 4.2: Durch die kontinuierliche Tischbewegung und Rotation der Röntgenröhren-Detektor-Einheit bei
der Spiral-CT werden Daten entlang einer Spirale aufgenommen. Diese können dann auf die gewünschte Schichtposition interpoliert werden (http://www.radiologie-idar-oberstein.com/html/computertomographie1.html).
ierlich entlang der Längsachse durch die Strahlenebene, während eine Röntgenröhren-DetektorEinheit konstant rotiert. Die Spiral-CT ermöglicht die Rekonstruktion von Schnittbildern an
beliebigen Tischpositionen. Durch die Weiterentwicklung zur Mehrzeilen-CT erhielt die CTA
zu Beginn der 1990er weiteren Aufschwung und hat sich seitdem als Standardtechnik etabliert.
Geräte der neuesten Generation besitzen mittlerweile über 100 Detektorzeilen.
32
4 Verfahren für die Angiographie
Vorteile und Limitationen Die CTA hat sich als ein sehr schnelles und robustes bildgebendes
Verfahren erwiesen, das in hohem Maße standardisierbar ist. CTA-Daten bieten 3D Information
mit mittlerweile isotroper Submillimeter-Auflösung des Gefäßlumens, der Gefäßwand und des
umliegenden Gewebes.
Wie die DSA kommt die CTA aber nicht ohne Kontrastmittelinjektion und Strahlenbelastung
für den Patienten aus. Hierbei ist ein geeignetes Injektionsprotokoll sowie eine optimale zeitliche
Abstimmung der anschließenden Spiral-CT unerlässlich, um bestmöglichen Gefäßkontrast in der
Untersuchungsregion zu garantieren. Gleichzeitig muss eine Kontrasterhöhung von umliegendem
Gewebe und Venen für eine arterielle Bildgebung vermieden werden. Den optimalen Startpunkt
der CTA im Anschluss an die Kontrastmittelgabe kann dabei ein Kontrastmittel-Testbolus oder
eine Bolus-Detektion in zeitaufgelösten Aufnahmen (Bolus-Triggerung) ermitteln.
Anwendungsgebiete und Relevanz Die CTA stellt aufgrund der kurzen Untersuchungszeiten bereits für viele akute Gefäßerkrankungen und Notfälle die Technik der Wahl dar. Zusammen mit der MRA kann sie Untersuchungen verschiedenster Gefäße von der invasiven DSA
übernehmen beginnend mit der Aorta, den Pulmonararterien, den peripheren Gefäße [37], [38]
und den Hirnarterien bis zum neuesten Einsatzgebiet, den Koronararterien. Die momentan verfügbare Gerätetechnologie ist mehr als ausreichend für die Durchführung von herkömmlichen
CTA-Untersuchungen. Das Hauptaugenmerk für zukünftige Entwicklungen liegt daher auf der
Verbesserung der Qualität und Robustheit der koronaren CTA und CT-Perfusionsbildgebung
[35] und auf der Minimierung von Strahlen- und Kontrastmitteldosis.
Eine Vielzahl an Studien haben bereits die Genauigkeit der CTA im Vergleich zum Referenstandard, der DSA, belegt mit beispielsweise Sensitivitäten und Spezifizitäten im Bereich von
90% bis zu 99% [39], [40], [41] für die peripheren Arterien. Die genannten Sensitivitäts- und Spezifizitätswerte kommen allerdings nicht durch die alleinige Analyse von prozessierten Daten wie
der maximum intensity projection (MIP) (Kap. 4.4.5) zustande, sondern durch eine zusätzliche
Befundung der axialen 2D Schnittbilder [41]. Ein Grund für die eingeschränkte Qualität prozessierter Daten sind die hier sichtbaren Knochen, die meist durch Segmentierungsalgorithmen
entfernt werden.
Um diesen erhöhten Befundungsaufwand zu verhindern, kann man sich mittlerweile die 2005
neu entwickelte dual-source-CT zu nutze machen. Ein Einsatz dieser Technik verbessert zudem
die MIP-Qualität insbesondere in kritischen Fällen wie Kalzifizierungen und Gefäßen, die nah an
Knochenstrukturen verlaufen. Bei der dual-source-CT rotieren zwei um mindestens 90◦ versetzte
Röntgenröhren-Detektor-Einheiten. Werden diese mit unterschiedlichen Röhrenspannungen betrieben, spricht man von der dual-energy-CT. Die Absorption von Kontrastmittel, Knochen und
Kalk unterscheidet sich für verschiedene Beschleunigungsspannungen, was bei der dual-energyCT zur Knochen- und Kalksegmentierung genutzt wird [42], [43] (Abb. 4.3). Typische Werte für
Beschleunigungsspannungen der beiden Röntgenröhren liegen bei 80 kV und 140 kV. Auf dem
Gebiet der dual-energy-CT wird aktuell sehr rege geforscht, was bereits zu einer Vielzahl an
Weiterentwicklungen nicht nur im Bereich der CTA geführt hat [44], [45].
Neben der Arteriographie ist auch eine CT Venographie (CTV) [46] möglich, die entweder direkt oder indirekt durchgeführt wird. Bei der direkten CTV wird Kontrastmittel in eine distale,
aufsteigende Vene injiziert und der interessante Bereich direkt bei Anfluten des Kontrastmittels aufgenommen. Hierfür muss allerdings eine Kanüle in die Vene der betroffenen Extremität
gelegt werden. Dagegen wird bei der indirekten CTV die Aufnahme erst gestartet, nachdem
das Kontrastmittel das arterielle System passiert hat. So kann die unangenehme Kontrastmittelinjektion in Hand- oder Fußvenen vermieden und prinzipiell auch zusätzlich eine arterielle
4.3 Ultraschall
33
Abbildung 4.3: Mit der dual-energy-CT und geeigneter Datenprozessierung können Knochen- und Kalkstrukturen im Bild entfernt werden wie im Fall der hier gezeigten CTA der Karotiden (Pfeil markiert einen Karotidenverschluss).
Aufnahme gewonnen werden. Es bedarf allerdings einer größeren Kontrastmitteldosis, da die
lokale Kontrastmittelkonzentration auf dem Weg ins venöse System abnimmt.
4.3 Ultraschall
Die Sonographie bzw. der US beschreibt die Anwendung von US-Wellen als bildgebendes, diagnostisches Verfahren in der Medizin. Die US-Wellen werden über den piezoelektrischen Effekt
durch Kristalle im Ultraschallkopf erzeugt und an Gewebeschichten unterschiedlich stark reflektiert bzw. gestreut (Echogenität). Der Schallkopf empfängt ein zurückreflektiertes Echo und
wandelt dieses in ein elektrisches Signal um. Je nach Darstellung und US-Verfahren kann die
Untersuchung morphologische Informationen (A-Modus/B-Modus) liefern oder quantitiativ und
qualitativ die Blutströmungsverhältnisse erfassen (Doppler-Verfahren, farbkodierte Duplexsonographie).
Reflektivität
• A-Modus: Der A-Modus (A für Amplitudenmodulation) ist die ursprüngliche Darstellungsform des US-Signals. Die Echostärke wird als Funktion der zeitlichen Verzögerung, mit der
das reflektierte Signal wieder am Schallkopf eintrifft, und damit in Abhängigkeit der Eindringtiefe eindimensional dargestellt (Abb. 4.4). Der A-Modus hat mittelweile aber an
Verzögerung (~Tiefe)
Abbildung 4.4: A-Modus Aufnahme: Amplitude des reflektierten Signals in Abhängigkeit der zeitlichen
Verzögerung, mit der das Signal wieder am Schallkopf eintrifft.
34
4 Verfahren für die Angiographie
Bedeutung verloren.
• B-Modus: Der B-Modus (B für brightness modulation) ist eine andere Darstellungsform
der Information des A-Modus. Die Echoamplituden werden in Grauwerte umgewandelt
(Abb. 4.5(b)). Durch mechanische Bewegung oder eine Vielzahl an Piezokristallen in der
Sonde überstreichen Schallstrahlen eine Fläche und es entsteht ein zweidimensionales Sonogramm. Der B-Modus dient zur Gefäßortung und zur Beurteilung des Gefäßlumens
(Thromben), der Gefäßwand (Plaque) und umgebender Strukturen (Gefäßkompression).
• Dopplersonographie: Die Aussagekraft einer US-Untersuchung der Gefäße kann durch das
Nutzen des Dopplereffekts erheblich erhöht werden. Schallwellen ändern ihre Frequenz abhängig von der relativen Bewegung von Sender und Empfänger. Der Schallkopf sendet mit
der Frequenz F0 während das von einem bewegten Blutkörperchen (mittlere Strömungsgeschwindigkeit v) reflektierte Signal einen Frequenzunterschied (ΔF , Dopplershiftfrequenz)
aufweist, den der Schallkopf registriert (Abb. 4.5(a)):
ΔF = Fr − F0 =
2F0 ∗ v ∗ cos(β)
.
c
(4.1)
Dopplerspektren:
B-Modus: Karotisbifurkation
A. carotis communis
A. carotis externa
Sc
ha
llk
op
f
A. carotis interna
F0
farbk. Duplex: Karotisbifurkation
Fr
β
Gefäß
(a)
(b)
Abbildung 4.5: (a) Prinzip der Dopplersonographie: Der Dopplereffekt verursacht für Ultraschallwellen,
die an bewegten Blutkörperchen reflektiert werden, einen Frequenzunterschied ΔF = Fr − F0 gegenüber
der Sendefrequenz F0 . Dieser wird vom Schallkopf registriert und ist ein direktes Maß für die Blutflussgeschwindigkeit. (b) B-Modus Bild und farbkodierte Duplexsonographie einer normalen Karotisbifurkation
mit typischen Dopplerspektren der A. carotis communis, A. carotis externa und A. carotis interna ((b)
verändert aus http://www.med-update.de).
In Gl. 4.1 ist Fr die Frequenz des reflektierten Strahls, β der Winkel zwischen Strahl und
Blutstromrichtung (Dopplerwinkel) und c die mittlere Schallgeschwindigkeit im Weichteilgewebe (ca. 1540 m/s). ΔF ist damit ein direktes Maß für die Strömungsgeschwindigkeit
des Blutes und liegt bei typischen Sendefrequenzen und physiologischen Flussbedingungen
im hörbaren Bereich von 50 Hz bis 15 kHz.
4.3 Ultraschall
35
Für die Dopplersonographie gibt es zwei verschiedene Verfahren: Bei der continuous wave (CW) Dopplersonographie werden kontinuierlich Schallwellen gesendet und empfangen. Aus der Frequenzverschiebung wird auf die Strömungsgeschwindigkeit geschlossen,
im Schallstrahl liegende Gefäße können aber nicht differenziert werden.
Die pulsed wave (PW) Dopplersonographie liefert dagegen eine Tiefeninformation. Hier
sendet ein Kristall im Schallkopf kurze gepulste Signale in rascher Folge aus. Reflektierte
Wellen werden zwischen den Pulsen empfangen und haben abhängig vom Reflexionsort
unterschiedliche Laufzeiten. Das Messvolumen ist durch ein vorgegebenes Zeitfenster für
den Signalempfang festgelegt. Das empfangene Signal ist ein Gemisch aus Dopplershiftfrequenzen, das durch die Vielzahl an auftretenden Blutflussgeschwindigkeiten innerhalb des
Messvolumens erzeugt wird. Eine FT liefert ein Frequenzdichtespektrum oder bei zeitabhängiger Darstellung ein Frequenzzeitspektrum, für das Amplituden als Grauwerte abgebildet werden (Dopplerspektrum). In Kombination mit einem Grauwertbild im B-Modus
spricht man bei der PW Dopplersonographie auch vom Duplexverfahren, das die Erstellung
eines Gefäßflussprofils unter Kontrolle der Gefäßmorphologie gestattet [47].
• Farbkodierte Duplexsonographie: Die farbkodierte Duplexsonographie ist eine Weiterentwicklung des Duplexverfahrens. Hierbei wird die Dopplershiftfrequenz farbig kodiert und
positionskorrekt dem B-Modus Bild überlagert (Abb.4.5(b)). Auf den Schallkopf gerichteter Blutfluss wird dabei rot, sich vom Schallkopf entfernender Fluss blau dargestellt. Die
Strömungsgeschwindigkeit ist durch die Farbhelligkeit erfasst. Eine solche Darstellung erlaubt allerdings keine quantitativen Aussagen und das zusätzliche Dopplerspektrum bleibt
unerlässlich.
Vorteile und Limitationen Neben dem Gewinn von morphologischer Information kann mit dem
US auch eine funktionelle Beurteilung erfolgen, die von quantitativen hämodynamischen Größen
gestützt werden kann. Dabei ist allerdings zu beachten, dass der Dopplerwinkel einen Wert von
60◦ nicht überschreitet, da der Messfehler der Blutflussgeschwindigkeiten sonst deutlich ansteigt.
Verfälschungen von Flussvolumenmessungen sind dagegen im Wesentlichen auf fehlerhafte Messungen des Gefäßdurchmessers im B-Modus Bild zurückzuführen. Eine US-Untersuchung ist im
Vergleich mit anderen diagnostischen Verfahren sehr kostengünstig und jederzeit wiederholbar.
Zu den wesentlichen Limitationen des US zählt neben den langen Untersuchungszeiten insbesondere die Abhängigkeit des Befundes vom Untersucher [48]. Es bedarf eines sehr erfahrenen
klinischen Personals, um eine zuverlässige Diagnostik zu gewährleisten. Zudem kann das Ausmaß einer Pathologie durch die eingeschränkte anatomische Abdeckung nicht mit Bestimmtheit
diagnostiziert werden. Im Gegensatz dazu können alle anderen Verfahren große Gefäßbereiche
abdecken.
Die Patiententoleranz einer US-Untersuchung ist im Vergleich zu CTA und MRA geringer.
In einer diesbezüglichen Studie von 2003 zogen 41% der befragten Patienten die MRA einer
US-Untersuchung vor, während nur 9% die Präferenz US angaben [49].
Anwendungsgebiete und Relevanz US-Untersuchungen der Gefäße werden seit vielen Jahren mit der B-Bild-Sonographie, der Doppler- und Duplexsonographie und in zunehmendem
Umfang mit der farbkodierten Duplexsonographie durchgeführt. Die Dopplerspektren gestatten
die Berechnung einiger abgeleiteter quantitativer Größen, die das Blutströmungsverhalten charakterisieren. Dazu zählt unter anderem das Flussvolumen, das aus dem Gefäßradius und der
mittleren Flussgeschwindigkeit ermittelt werden kann.
36
4 Verfahren für die Angiographie
Aus maximaler systolischer, minimaler und mittlerer Blutflussgeschwindigkeit während eines
Herzzyklus (vmax , vmin bzw. vmean ) lassen sich desweiteren der sog. Pourcelot-Index (RI für
engl. resistence index) und der Pulsatilitäts-Index (P I) berechnen, die Ausdruck des peripheren
Flusswiderstands und unabhängig vom Dopplerwinkel sind (Abb. 4.6):
RI =
vmax − vmin
vmax
(4.2)
PI =
vmax − vmin
.
vmean
(4.3)
Der Pourcelot-Index RI lässt dabei Rückschlüsse auf den Strömungswiderstand einer Arterie
zu. Der Pulsatilitätsindex P I ist für ein normal durchblutetes muskelversorgendes Gefäß groß
(größer als 6), da die diastolische Strömungsgeschwindigkeit niedrig ist. Umgekehrt sinkt P I,
wenn wie im poststenotischen Bereich der Unterschied zwischen systolischer und diastolischer
Strömungsgeschwindigkeit gering ist.
vmax
vmean
vmin
Zeit
Hoher peripherer Widerstand
Blutflussgeschwindigkeit
Blutflussgeschwindigkeit
Niedriger peripherer Widerstand
vmax
vmean
vmin
Zeit
Pourcelot-Index RI= vmax-vmin
vmax
Pulsatilitäts-Index PI= vmax-vmin
vmean
(a)
(b)
Abbildung 4.6: Aus den Dopplerspektren lassen sich einige quantitative Größen ableiten, darunter der (a)
Pourcelot- und der (b) Pulsatilitäts-Index. Diese sind ein Maß für den peripheren Flusswiderstand.
Die mit dem Dopplerverfahren gewonnenen Flussgeschwindigkeiten lassen zudem eine Stenosegradbestimmung zu. Nach dem Kontinuitätsgesetz ist eine plötzliche Reduktion des Gefäßdurchmessers gleichbedeutend mit einer Erhöhung der Blutflussgeschwindigkeit. Durch die
Geschwindigkeitszunahme von v1 (prästenostisch) auf v2 (intrastenotisch) kann prinzipiell der
Stenosegrad X ermittelt werden [50]:
X = 100 ∗ (1 −
v1
).
v2
(4.4)
Zusätzlich weist auch die Form der Dopplerspektren auf eine Stenose hin. Die Spitzengeschwindigkeiten sind höher, das systolische Fenster fehlt und retrograde Strömungen stellen sich als
dichte Punktewolke unterhalb der Nulllinie dar. Für die Treffisicherheit der Duplexsonographie
bzgl. arterieller Stenosen oder Verschlüsse der Beinarterien bei peripherer arterieller Verschlusskrankheit (pAVK, Kap. 5.1.1) ergaben sich im Vergleich zur DSA Sensitivitäts- und Spezifizitätswerte von deutlich über 90% [51].
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
37
Die genannten Techniken lassen auch eine Beurteilung des venösen Gefäßstatus zu. Funktion
(Varikose) und Offenheit (Thrombose) von tiefen und oberflächlichen Venen lassen sich beispielsweise durch auftretenden Blutrückfluss bzw. mangelhafte Komprimierbarkeit nachweisen.
Die CW Dopplersonographie zeigt in der Diagnose von Oberschenkel- und Beckenvenenthrombosen mit einer Treffsicherheit von ca. 90% gute Ergebnisse [50]. Die farbkodierte Duplexsonographie liefert im Vergleich zur Phlebographie für die Detektion frischer Venenthrombosen
Sensitivitätswerte von 96% und Spezifitätswerte von 97% in umfangreichen klinischen Studien
[52]. Die farbkodierte Duplexsonographie ist somit eine einfach durchzuführende, schnelle und
sichere Methode bei allen Patienten mit Verdacht auf eine tiefe Beinvenenthrombose und hat in
der Thrombendiagnostik der unteren Extremitäten eine führende Rolle übernommen [28].
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
Kurz nach Etablierung der MR-Bildgebung zu Beginn der 1980er erkannte man, dass sich diese
Modalität auch für eine Angiographie eignet. Im Gegensatz zu den bisher vorgestellten Verfahren, kann eine MRA auf ganz unterschiedlichen physikalischen Effekten basieren. Native
Sequenzen nutzen die Sensitivität des MR-Signals für Spinbewegung vielfältig aus, um eine
Darstellung des Gefäßsystems oder gar quantitative Flussgrößen zu erhalten. Zu diesen zählen
beispielsweise die Phasenkontrast-MRA (PC-MRA), die time-of-flight-MRA (TOF-MRA) und
die EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE-MRA. Ebenso kann eine T1 -Verkürzung nach Kontrastmittelinjektion für die MRA genutzt werden (kontrastmittelverstärkte MRA, CE-MRA).
Alle genannten Techniken werden im folgenden Kapitel kurz vorgestellt.
4.4.1 Time-of-flight-MRA (TOF-MRA)
Die TOF-MRA ist die gängigste Methode für eine MR-Gefäßdarstellung ohne Kontrastmittel
und wurde bereits Ende der 1980er sowohl für 2D [9] als auch 3D Aufnahmen [53] entwickelt.
Sie basiert in der Regel auf einer schnellen HF-gespoilten GE-Sequenz (Kap. 3.4.2). Stationäres
Gewebe innerhalb des Aufnahmevolumens erfährt dabei alle ausgespielten Anregungspulse und
wird durch hohe Flipwinkel und kurze T R-Zeiten stark abgesättigt (Abb. 4.7(a)). Frisch in das
Aufnahmevolumen
Mz
Aufnahmevolumen
~T1
Sättigerschicht
Arterie
Fluss
n=1
n=2
n=3
Gefäß
...
Zeit
Vene
TR
(a)
(b)
(c)
Abbildung 4.7: Prinzip der TOF-MRA: (a) Stationäres Gewebe erfährt alle ausgespielten Anregungspulse und
wird stark abgesättigt (grau), während frisch einfließendes Blut (rot) noch keine Anregunsgpulse erfahren hat und
ein hohes Signal auf der Eintrittsseite des Aufnahmevolumens generiert. Ist die Flussgeschwindigkeit kleiner als
vmax aus Gl. 4.5, so kommt es auch für Blut zu einer Signalabsättigung. (b) Die Longitudinalmagnetisierung, die
zur Signalerzeugung vor dem nächsten Puls zur Verfügung steht, nimmt dann stetig ab. (c) Durch das Platzieren von Sättigerschichten kann das Signal von Blut, das aus bestimmten Richtungen in das Aufnahmevolumen
einströmt, gezielt unterdrückt werden. So ist eine selektive Arterien- oder Venendarstellung möglich.
38
4 Verfahren für die Angiographie
Aufnahmevolumen einfließendes Blut hingegen wurde noch nicht angeregt und generiert ein sehr
hohes MR-Signal.
Übersteigt die senkrechte Komponente der Blutflussgeschwindigkeit v den Wert
vmax =
Δz
,
TR
(4.5)
so werden die Spins des Blutes im Aufnahmevolumen vollständig vor der nächsten Anregung
ausgetauscht. Gilt dagegen v < vmax , tritt auch für das Blutsignal analog zum stationären
Gewebe ein Sättigungseffekt ein. Das Blutsignal verringert sich von der Eintritts- bis zur Austrittsseite des Aufnahmevolumens mit steigender Anzahl an Anregungspulsen n, die die bewegte
Magnetisierung im Laufe der Zeit erfahren hat (Abb. 4.7 (b)). Dabei hängt n von der Dicke der
angeregten Schicht (2D) bzw. des angeregten slabs (3D) Δz, TR, v aber auch von der Orientierung des Gefäßes relativ zum Aufnahmevolumen ab. Trifft das Gefäß unter einem Winkel θ ein,
gilt:
n=
Δz
.
v · T R · cos(θ)
(4.6)
Passiert das Gefäß das Aufnahmevolumen in einem rechten Winkel (θ=90◦ ), so ist demzufolge
maximales Blutsignal zu erwarten. Verläuft das Gefäß im anderen Extremfall innerhalb des Aufnahmevolumens (θ=0◦ ), erfährt das Blut alle Anregungspulse und wird ebenso wie stationäres
Gewebe stark abgesättigt.
Zur selektiven Arterien- oder Venendarstellung können räumliche Sättigerpulse eingesetzt werden [54]. Deren Frequenz ist so gewählt, dass sie benachbarte Schichten (Sättigerschichten) in
kurzen zeitlichen Abständen (meist T R) und mit hohen Flipwinkeln anregen. Blut, das erst diese
Sättigerschichten passiert, wird so abgesättigt und liefert keinen Signalbeitrag für das Aufnahmevolumen. Abbildung 4.7(c) zeigt eine Anordnung, die venöses Blutsignal unterdrückt und zu
einem TOF-Arteriogramm führt.
Die Signaldifferenz zwischen Blut und stationärem Gewebe legt den Kontrast im Angiogramm
fest (sog. flow related enhancement, F RE). Diese berechnet sich für eine HF-gespoilte GESequenz mit stationärem Gewebe im steady-state (S Gewebe ) wie folgt:
− TTE
∗
F RE = Sn − S Gewebe = M0 sin(α)(cos(α)e− T 1 )n−1 (1 − Mz,SS )e
TR
2
.
Hierbei ist Sn das Blutsignal nach n verspürten Anregungspulsen und Mz,SS =
(4.7)
1−e
− TR
T1
1−cos(α)e
− TR
T1
ein dimensionsloses Maß für die steady-state Longitudinalmagnetisierung. Abbildung 4.8 zeigt
normalisierte F RE-Werte für verschiedene n in Abhängigkeit vom Flipwinkel α. F RE steigt für
abnehmende n monoton an, gleichbedeutend mit einer steigenden Blutflussgeschwindigkeit bei
konstanten Parametern T R und Δz (Gl. 4.6). Dieser Trend setzt sich fort bis zum Fall n = 1,
also v = vmax (Gl. 4.5), für den der Sättigungseffekt ausbleibt. Je kleiner n, desto größer ist der
Flipwinkel α, der F RE maximiert.
Der beschriebene Verlust des Blutsignals innerhalb des Aufnahmevolumens ist besonders ausgeprägt für 3D Aufnahmen. Zur Kompensation wurden bislang verschiedene Techniken vorgeschlagen, von denen im Folgenden die wichtigsten kurz erläutert werden. Eine Option zur
Signalerhaltung in großen Aufnahmevolumina bieten die sog. tilted optimized nonsaturating
excitation (TONE) Pulse [55] (Abb. 4.9). Der Flipwinkel eines TONE Pulses wird für die Eintrittsseite der slab reduziert, steigt monoton bis zur Austrittsseite an und kompensiert so den
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
39
0.8
*
FRE/(M e−TE/T2) [a.u.]
1
0
0.6
n=1
n=2
n=5
n=10
0.4
0.2
0
0
20
40
60
Flipwinkel α [°]
80
Flipwinkel a [°]
Abbildung 4.8: Blut-Gewebe Kontrast für die TOF-MRA: Normalisierte F RE-Werte für eine unterschiedliche
Anzahl von erfahrenen Anregungspulsen n in Abhängigkeit vom Flipwinkel α (T R/T1 = 0, 1).
Flussrichtung
3D AufnahmeVolumen
-20
0
20
(a)
Strecke [mm]
(b)
Abbildung 4.9: TONE Pulse für die TOF-MRA: (a) Der Flipwinkel steigt innerhalb des 3D Aufnahmevolumens
von der Eintritts- zur Austrittsseite monoton an. (b) Insbesondere kleine Gefäße mit niedrigen Flussgeschwindigkeiten, die ohne TONE Pulse abgesättigt werden, sind dann sichtbar (Pfeile). (b) verändert aus Ref. [55].
Signalverlust, den einfließendes Blut durch die wiederholte HF-Anregung erfährt. Das sog. ramp
ratio charakterisiert einen TONE Puls und gibt das Verhältnis aus dem Flipwinkel auf der
Eintritts- und Austrittsseite an. Findet sich im Aufnahmevolumen nur eine konstante Flussgeschwindigkeit, kann in diesem Fall ein optimales Flipwinkelschema für TONE Pulse berechnet
werden. Da in der Regel aber Gefäße mit unterschiedlichen Orientierungen und Blutflussgeschwindigkeiten vorliegen, kann der TONE Puls nicht für die Gegebenheiten optimiert werden
und ein linearer Flipwinkelanstieg wird verwendet.
Eine weitere Methode zur Vermeidung von Signalabsättigungen in 3D TOF-Aufnahmen ist
die sog. multiple overlapping thin slab acquisition (MOTSA) [56]. Das Aufnahmevolumen wird
hier durch eine Vielzahl dünner und überlappender 3D slabs abgedeckt (Abb. 4.10). Eine Überlappregion wird somit zweimal akquiriert, einmal als Eintritts- und einmal als Austrittsbereich
des Blutes in das Aufnahmevolumen. Wird hier pixelweise das Maximum herangezogen, können Signalabsättigungen im Angiogramm reduziert werden. Patientenbewegungen während der
Messung können allerdings zu Misregistrierungen führen.
Die multiple oblique stack acquisition (MOSA) [57] ist eine Weiterentwicklung, bei der mehrere MOTSA-Aufnahmen mit verschiedenen Orientierungen kombiniert werden. Eine Anordnung
wie in Abb. 4.11(a) mit zwei MOTSA-Volumina kann Signalverluste reduzieren, die durch Gefäßorientierungen mit θ =90◦ (Gl. 4.6) verursacht werden. Die Datensätze werden koregistriert
40
4 Verfahren für die Angiographie
Gefäß
Überlappbereich
3D slab
Abbildung 4.10: MOTSA TOF-MRA: Der Messbereich wird durch eine Vielzahl überlappender dünner 3D slabs
abgedeckt und der Sättigungseffekt in Überlappregionen so reduziert.
und maximale Signalintensitäten pixelweise für das finale Angiogramm verwendet.
Volumen 2
Volumen 1
Gefäß
(a)
3D MOTSA
3D MOSA-MOTSA
(b)
Abbildung 4.11: Bei der MOSA-Technik werden mehrere MOTSA-Aufnahmen (hier zwei) mit unterschiedlichen
Orientierungen kombiniert. Signalverluste in TOF-Aufnahmen, verursacht durch Gefäßorientierungen mit θ =90◦ ,
können so reduziert werden wie in (b) für die Hirnarterien demonstriert. Die römischen Ziffern verweisen auf
Gefäße bzw. Gefäßabschnitte, die durch Einsatz der MOSA-Technik besser abgebildet werden ((b) verändert aus
Ref. [57]).
Vorteile und Limitationen Die TOF-MRA gestattet die Darstellung des arteriellen und venösen
Gefäßsystems ohne den Einsatz von Kontrastmitteln. Die räumlichen Sättigerschichten sichern
eine zuverlässige Unterdrückung von venösem und arteriellem Signal für eine Arteriographie
bzw. Venographie, deren Erfolg im Gegensatz zur CE-MRA völlig unabhängig vom zeitlichen
Ablauf der Untersuchung ist. Dieses Vorgehen kann allerdings auch dazu führen, dass im Fall
der Arteriographie Arterien mit retrogradem Fluss nicht abgebildet werden (Abb. 4.12(a)) oder
die Venenunterdrückung bei retrogradem venösen Fluss nicht vollständig gelingt. Bei geplanten TOF-Aufnahmen muss zudem bedacht werden, dass die räumliche Sättigung von venösem
oder arteriellem Blut nach Kontrastmittelgabe fehlschlägt. Die Wirkung der Sättigerschichten
geht durch die beschleunigte T1 -Relaxation des Bluts verloren und es kommt zudem zu einer
deutlichen Erhöhung des Hintergrundsignals.
Es konnte zuletzt gezeigt werden, dass die TOF-MRA vom Einsatz höherer Feldstärken profitieren kann [58], [59]. Zum einen lässt der Signalzuwachs eine Verbesserung der räumlichen
Auflösung zu. Zum anderen führt die Verkürzung der T1 -Relaxationszeit bei höheren Feldstärken zu einer Reduktion des steady-state Signals und damit zu einer effizienteren Unterdrückung
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
2D TOF
41
DSA
2D TOF
3D CE-MRA
(a)
(b)
Abbildung 4.12: Limitierungen der TOF-MRA: (a) Sättigerschichten verhindern die Darstellungen von retrogradem Fluss in TOF-Aufnahmen, der in der DSA sichtbar ist. (b) Signalsättigungen für Gefäße wie die A. tibialis
anterior, die im großen Winkel zur Schichtorientierung abzweigen, imitieren Stenosen, die in CE-MRA Aufnahmen
nicht präsent sind. Abbildung verändert aus Ref. [2].
des Hintergrundgewebes.
Die TOF-MRA ist eine flusssensitive Methode und Blutsignal erfährt innerhalb des Aufnahmevolumens die bereits beschriebene Absättigung mit zunehmender Anzahl an erfahrenen Anregungspulsen. Dieser Effekt kann durch die MOTSA-Technik reduziert werden. Weiteren Einfluss
auf das Blutsignal hat die Gefäßorientierung relativ zum Aufnahmevolumen. Die A. tibialis anterior und die Nierenarterien zweigen in einem großen Winkel vom Gefäßbaum ab, erfahren viele
HF-Anregungen und sind wie die stark gewundenen iliakalen Arterien typische Beispiele für diesen Sättigungseffekt bei der TOF-MRA, der eine Gefäßstenose imitieren kann (Abb. 4.12(b)).
Hier kann eine MOSA-MOTSA Aufnahme Abhilfe schaffen aber nur unter Aufwendung zusätzlicher Messzeit.
Die TOF-MRA basiert im Gegensatz zur DSA und zur PC-MRA nicht auf einer Bildsubtraktion und Signal von stationärem Gewebe wird so nicht vollständig unterdrückt. Dies ist zwar
von Nachteil für die Gefäßkontrastierung, allerdings bleibt die morpholgische Information für
umliegendes Gewebe erhalten.
Pulsatiler Blutfluss tritt insbesondere in den Karotiden, der Aorta und den peripheren Gefäßen auf und führt in TOF-Aufnahmen zu Signalgeistern und Signalverlusten. Gefäße werden
in der Folge in MIP-Rekonstruktionen (Kap. 4.4.5) gestreift dargestellt, da die Signalstärke für
pulsatilen Fluss vom Aufnahmezeitpunkt im EKG-Zyklus abhängt [60]. Zur Reduktion solcher
Artefakte werden für die Arteriendarstellung mit TOF meist Flusskompensations-Gradienten in
Schicht- und Frequenzkodier-Richtung ausgespielt (Kap. 3.4.3). Abhilfe kann auch eine systolische EKG-Triggerung schaffen, bei der die Datenaufnahme auf ein vorgegebenes Zeitfenster in
der Systole beschränkt wird [61].
Bei turbulentem Blutfluss ist eine solche Artefaktereduktion dagegen äußerst schwierig. In
Gebieten mit sehr komplexem Fluss wie unterhalb von Stenosen und Bifurkationen oder in
Aneurysmen variieren die Flussgeschwindigkeiten und damit auch die Phasen der Spins sehr
stark. Durch dieses Phänomen werden Stenosen überschätzt, was ein typisches Problem aller
42
4 Verfahren für die Angiographie
flusssensitiven MRA-Methoden darstellt.
Anwendungsgebiete und Relevanz Die gängigste klinische Anwendung der TOF-MRA ist die
Untersuchung der intrakraniellen Gefäße [62], [63] mittels 3D Aufnahmen mit hoher isotroper
Auflösung. Hier findet man nahezu laminare und konstante Flussverhältnisse vor und die Probleme der TOF-MRA mit turbulentem und langsamem Fluss fallen nicht ins Gewicht. Neben den
vorgestellten Möglichkeiten zur Optimierung des Gefäßsignals kommen bei intrakraniellen Aufnahmen meist zusätzlich sog. Magnetisierungs-Transfer-(MT-)Pulse [64] zum Einsatz. MT-Pulse
werden mit der Larmorfrequenz für gebundene Makromoleküle eingestrahlt. Durch Kreuzrelaxation und chemischen Austausch wird diese Signalabsättigung auf benachbarte freie Protonen
übertragen. Dies reduziert bei intrakraniellen Messungen das MR-Signal von grauer und weißer Materie während Blutsignal nicht beinträchtigt wird und führt so zu einer Steigerung des
Gefäßkontrastes.
Für die periphere MRA ist die 3D TOF Bildgebung durch den benötigten großen Aufnahmebereich dagegen klinisch nicht relevant. Hier wird eher die 2D TOF-MRA mit systolischer
EKG-Triggerung favorisiert [65], die mittlerweile aber durch die 3D CE-MRA abgelöst wurde. Letztere ist im Vergleich schneller, lässt eine größere räumliche Abdeckung zu und bietet
die Möglichkeit einer zeitaufgelösten Darstellung [66]. Ein weiteres Anwendungsgebiet ist die
Bildgebung der Fußarterien, für die die 2D TOF-MRA eine zuverlässige Alternative zur DSA
darstellt [67].
Neben dem Transfer der TOF-Technik zu höheren Feldstärken gab es auf diesem Gebiet zuletzt
kaum technische Weiterentwicklungen.
4.4.2 Phasenkontrast-MRA (PC-MRA)
Wie die TOF-MRA wurde die PC-MRA [68], [69] bereits in den 1980ern entwickelt und basiert
auf der Spinbewegung in Blutgefäßen, die entlang eines Gradientenfeldes eine zusätzliche Signalphase verursacht. Diese wird durch Gl. 3.3 beschrieben und nimmt nach Taylor-Entwicklung die
folgende Form an:
Φ(x(t), t) = Φ(0) + γ
xG(t )dt = Φ(0) +
x(n) t
γ
G(t )tn dt .
n!
0
n
(4.8)
Hierbei bezeichnet x(n) die n-te Ableitung der zeitabhängigen Spinposition x(t). Die PC-MRA
nutzt nun aus, dass diese zusätzliche Phase für bewegte Spins in einem bipolaren Gradientenfeld
gerade proportional zu deren Flussgeschwindigkeit v ist, während statische Spins keinen Beitrag
liefern (Fluss- bzw. Geschwindigkeitskodierung, Abb. 4.13(a)). Dies resultiert aus Gl. 4.8 in erster
Näherung und unter der Annahme, dass die Flussgeschwindigkeit v konstant ist:
t
t
G(t )dt + γv
G(t )t dt .
(4.9)
Φ(x(t), t) = Φ(0) + γx0
0
0
Die PC-MRA basiert typischerweise auf GE-Sequenzen (Kap. 3.4.2), erweitert um eben diesen bipolaren Gradienten, dessen Richtung auch die Richtung der Fluss- bzw. Geschwindigkeitskodierung festlegt. Zur Erfassung aller Geschwindigkeitskomponenten wird die Aufnahme
mit drei unterschiedlichen Flusskodierrichtungen wiederholt. Um Phasenbeiträge auszuschließen,
die nicht auf Spinbewegung sondern beispielsweise auf Magnetfeldinhomogenitäten zurückzuführen sind, wird eine zusätzliche flusskompensierte Referenzmessung (Kap. 3.4.3) vorgenommen.
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
Flusskodiert
43
Komplexe Subtraktion
Flusskompensiert
Gradient
My
Gradient
Sflusskodiert
FDifferenz
Zeit
Zeit
DS
Sflusskompensiert
Mx
- Phase stationärer Spins
- Phase bewegter Spins
(a)
(b)
(c)
Abbildung 4.13: Schematische Darstellung der Fluss- bzw. Geschwindigkeitskodierung bei der PC-MRA. (a)
Ein bipolarer Gradient (idealisierter Gradientenverlauf) in der PC-Sequenz bewirkt eine zusätzliche Signalphase
für bewegte Spins und macht die Aufnahme damit flusssensitiv, während statische Spins rephasiert werden. (b)
Um den Blutfluss quantifizieren zu können, wird eine Referenzmessung (flusskompensiert) komplex subtrahiert,
bei der es zu keiner zusätzlichen Signalphase für bewegte und statische Spins kommt. (c) Die Phasendifferenz
ΦDif f erenz zwischen flusskodierter Messung (Sf lusskodiert ) und flusskompensierter Messung (Sf lusskompensiert )
kann für eine Flussquantifizierung herangezogen werden. Die Magnitude der komplexen Signaldifferenz ΔS wird
maximal für eine Phasendifferenz von 180◦ (v = venc) und liefert eine anatomische Gefäßdarstellung.
Für diese sind sowohl bewegte als auch statische Spins rephasiert (Abb. 4.13(b)). Komplexe
Subtraktion von flusskodierten Aufnahmen und Referenzmessung liefert die flussbedingte Phasendifferenz ΦDif f erenz und den zugehörigen Signaldifferenzvektor ΔS (Abb. 4.13(c)) für jede
Kodierrichtung.
Eine Darstellung der Phasendifferenz als Graustufenbild (Abb. 4.14) zeigt ruhende Spins in
grau und bewegte Spins, abhängig von der Flussrichtung, entweder heller oder dunkler. Der
Differenzvektor ΔS und folglich auch die Signalintensität in Magnitudenbildern wird für eine
Phasendifferenz von ΦDif f erenz = 180◦ zwischen flusskodierter und flusskompensierter Messung
maximal. Die zugehörige kritische Geschwindigkeit wird venc genannt und ist durch die Stärke
des bipolaren Gradientenpaares der flusskodierten Messungen festgelegt. Für eine angiographische Darstellung werden die drei Geschwindigkeitsbilder kombiniert und mit der Summe der
Magnitudenbilder gewichtet (Abb. 4.14).
Vorteile und Limitationen Die PC-MRA stellt den Blutfluss bzw. die Blutflussgeschwindigkeit ohne Kontrastmittelgabe direkt dar und erzielt dadurch sowohl eine exzellente Unterdrückung von stationärem Gewebe als auch eine Quantifizierung von Flussgeschwindigkeiten
und -richtungen.
Im Gegensatz zur TOF-MRA kann die PC-MRA von einer vorausgegangenen Kontrastmittelinjektion profitieren, da eine Erhöhung des Hintergrundsignals durch die Differenzbildung nicht
ins Gewicht fällt. Zudem ist das Ergebnis der PC-MRA unabhängig von der Orientierung des
Akquisitionsvolumens.
Da die Aufnahme für eine MRA allerdings viermal wiederholt werden muss (dreimal flusskodiert+Referenzmessung), ist die PC-Technik sehr zeitintensiv im Vergleich zu anderen Verfahren.
Auch neue Beschleunigungsmethoden [70], [71] konnten bisher die Aufnahmezeiten nicht so weit
reduzieren, dass sich die PC-MRA für den alltäglichen klinischen Einsatz etabliert hat.
Dauer und Stärke des bipolaren Gradienten legen den Geschwindigkeitsbereich fest, für den
44
4 Verfahren für die Angiographie
Summe Magnitudenbilder
+
flusskodiert
Frequenzkodier-Richtung
-
Phasenbild
Frequenzkodier-Richtung
vx
flusskodiert
Phasenkodier-Richtung
-
Phasenbild
Phasenkodier-Richtung
vy
flusskodiert
Schichtselektions-Richtung
-
flusskompensierte
Messung
PC-MRA
Phasenbild
Schichtselektions-Richtung
vz
Abbildung 4.14: Datensätze, die im Rahmen einer PC-Messung gewonnen werden können: Komplexe Subtraktion von flusskodierten Aufnahmen und Referenzmessung liefert drei Phasendifferenzbilder mit Informationen
über Flussgeschwindigkeit und -richtung und drei
Magnitudenbilder. Für die Angiographie werden die drei Geschwindigkeitsbilder kombiniert (entsprechend vx2 + vy2 + vz2 ) und mit den aufsummierten Magnitudenbildern
gewichtet.
eine PC-Aufnahme sensitiv ist. Die maximale Geschwindigkeit, die fehlerfrei kodiert werden
kann, ist durch venc gegeben und wird durch den Bediener festgelegt. Um eine optimale Parameterwahl treffen zu können, müssen Flussgeschwindigkeiten im Aufnahmebereich somit a priori
bekannt sein, was insbesondere bei vorliegenden Pathologien nicht immer gewährleistet werden
kann. Zu groß gewählte Werte für venc resultieren in einem schlechten SN R, da die Signaldifferenz zwischen flusskodierter und flusskompensierter Messung nur gering ist. Dagegen wird mit
einem zu klein gewählten Wert eine Fehlkodierung (phase-aliasing) riskiert.
Das Zu- und Abschalten der bipolaren Gradientenfelder kann Wirbelströme induzieren und somit genau wie Inhomogenitäten des Gradientenfeldes zu ungewollten zusätzlichen Signalphasen
führen. Die relativ langen Echozeiten T E einer PC-Sequenz begünstigen zudem die Akkumulation weiterer Phasenfehler beispielsweise durch turbulenten oder komplexen Fluss. T E-Werte
sind insbesondere dann sehr lang, wenn langsamer Fluss kodiert werden soll.
Anwendungsgebiete und Relevanz Ende der 1990er wurden einige vielversprechende Anwendungen für die PC-MRA vorgestellt, darunter die Nieren-MRA [72], [73] und die periphere MRA
[74], [75]. Steffens et al. [74] stellten beispielsweise ein Protokoll für eine periphere PC-MRA
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
45
auf, das den Messbereich in drei Stationen unterteilt und die Geschwindigkeitskodierung (venc)
an die jeweils vorherrschenden Flussgeschwindigkeiten anpasst. Messungen dauerten zwischen
20 min und 30 min und zeigten hohe Spezifizität und Sensitivität für die Diagnose von arteriellen
Verschlüssen.
Durch den gewundenen Gefäßverlauf im Gehirn ist eine einheitliche Flusskodierung in alle
Richtungen sinnvoll. Dahingegen gibt es in den peripheren Gefäßen eine Hauptflussrichtung in
Kombination mit stark variierenden Flussgeschwindigkeiten vom Becken bis abwärts zu den
Füßen. Hier ist eine Messung mit nur einer Kodierrichtung aber mehreren venc-Werten eine
sinnvolle Option. Die PC-MRA ist auch gut geeignet für die Venographie, da sie bei geeigneter
Wahl des venc-Werts auch für langsamen Fluss sensitiv ist. So wurde ihr Potential bereits für
die Pfortader MR-Venographie [76] evaluiert.
Neuere Arbeiten im Bereich der PC-MRA basieren auf einer schnellen radialen k-RaumAuslese (vastly undersampled isotropic projection reconstruction, VIPR [70]), die bereits für
eine Darstellung der intrakraniellen Gefäße [77], [78] und der Nierengefäße [79] genutzt wurde.
PC-VIPR-Aufnahmen der Nieren benötigten für eine hohe räumliche Auflösung von 1, 25 mm3
in letztgenannter Arbeit 10 min und wurden mit CE-MRA-Aufnahmen verglichen (27 Studienprobanden). Gefäßdurchmesser, die in PC-VIPR-Bildern gemessen wurden, fielen größer aus,
während keine statistisch signifikanten Unterschiede in Bezug auf die Bildqualität verzeichnet
werden konnten.
Die PC-Technik hat sich neben der Gefäßdarstellung auch als Methode zur Flussquantifizierung erwiesen, um beispielsweise Fluss und Druckgradienten in Bereichen von Stenosen zu
evaluieren oder MRA Diagnosen zu unterstützen [80], [81], [82].
4.4.3 EKG-getriggerte 3D partial-Fourier Turbospinecho-Sequenz
Das Prinzip, auf dem die EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE-Sequenz basiert, wurde bereits
in den 1980ern von Wedeen et al. und Meuli et al. beschrieben [83], [84]. Aber erst die Verwendung
einer TSE-Sequenz (Kap. 3.4.1) mit nur einer HF-Anregung pro Bild und einer partial-Fourier
Auslese (Kap. 3.6.1) im Jahr 2000 konnte eine Messzeitreduktion erzielen, die einen klinischen
Einsatz gestattete [85].
3D Volumina werden einmal bei diastolischer und einmal bei systolischer EKG-Triggerung
aufgenommen (Abb. 4.15). Der schnelle arterielle Blutfluss während der Systole führt zu einem
deutlichen arteriellen Signalverlust im systolischen Datensatz, da angeregte Spins das Anregungsvolumen verlassen und nicht durch die 180◦ -HF-Pulse der TSE-Sequenz rephasiert werden
(sog. flow void in SE-basierten Sequenzen). Im Gegensatz dazu erscheinen Arterien durch den
deutlich verlangsamten Blutfluss in diastolisch getriggerten Bildern hell. Venen liefern aufgrund
des relativ langsamen venösen Blutflusses sowohl in systolischer als auch in diastolischer Aufnahme kaum einen Signalbeitrag. Subtraktion von diastolischem und systolischem Datensatz
generiert ein Arteriogramm (Abb. 4.15).
Zwei vorbereitende Messungen können die Bildqualität der EKG-getriggerten 3D partialFourier TSE-Sequenz verbessern: Schnell wiederholte 2D Aufnahmen helfen bei der Wahl von
optimalen systolischen und diastolischen Triggerzeiten, die den Gefäßkontrast im Differenzdatensatz maximieren. Eine weitere 2D Messung kann die optimale Stärke von Spoiler-Gradienten
bestimmen, die Arterien mit stark reduziertem Blutfluss in systolischen Aufnahmen durch zusätzliche Signaldephasierung besser unterdrücken.
46
4 Verfahren für die Angiographie
diastolisches Triggern
systolisches Triggern
EKG
ADC
Schichtkodierung
Diastole
=
Systole
venöses Signal
arterielles Signal
kein Signal
Arteriogram
Abbildung 4.15: Schematischer Ablauf der EKG-getriggerten 3D partial-Fourier TSE-Sequenz: 3D Volumina
werden einmal bei diastolischer und einmal bei systolischer EKG-Triggerung aufgenommen. Die Subtraktion beider
Datensätze liefert ein Arteriogramm.
Vorteile und Limitationen Das Potential der EKG-getriggerten 3D partial-Fourier TSE-Sequenz
für die nichtinvasive Arteriendarstellung ist bereits in einer Vielzahl von Studien belegt worden
[86], [87], [88]. Wie jede TSE-basierte Aufnahmetechnik treten allerdings Verschmierungen entlang der Phasenkodier-Richtung auf, da der k-Raum suksessive mit SEs aufgefüllt wird, die
einen unterschiedlich starken T2 -Zerfall erfahren haben. Zur Reduktion von solchen Effekten
und Bewegungsartefakten sowie zur Maximierung des Gefäßkontrastes muss die Datenaufnahme während eines Herzschlags möglichst kurz gehalten werden. Dies kann durch einen minimal
gehaltenen Abstand zwischen SEs erzielt werden. Die Dauer des gesamten Echozugs übersteigt
aber dennoch die Dauer einer Systole. Eine zentrische Aufnahme (zentraler k-Raum wird zuerst
ausgelesen) und eine genaue Bestimmung des Zeitpunkts von maximalem systolischen Blutfluss
sind daher unabdingbar, um dennoch einen deutlichen arteriellen Signalverlust in systolischen
Aufnahmen zu verspüren.
Die EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE Sequenz erfordert im Vergleich zur CE-MRA bis
zu viermal so lange Messzeiten [2], ist aber eine Technik, die ohne Gabe von Kontrasmitteln
auskommt. Die Aufnahmezeit wird durch die beiden empfohlenen 2D Optimierungsmessungen
zusätzlich verlängert. Diese sind aber von großem Wert, denn die Qualität der Angiogramme ist
stark abhängig von einer perfekten zeitlichen Abfolge der Sequenz. Ist das arterielle Signal in
systolischen Bildern nicht optimal unterdrückt, kommt es zu einer Überschätzung von Stenosen
bzw. einer Unterschätzung von Gefäßausdehnungen. Die EKG-Triggerung muss daher in jedem
Fall zuverlässig funktionieren. Dies kann insbesondere bei hohen Feldstärken problematisch werden. Von der Untersuchung von Patienten mit Arrhythmien mit dieser Technik ist daher sicher
abzuraten.
Anwendungsgebiete und Relevanz Die EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE-Sequenz hat
bisher ihre Anwendung in der Darstellung der Aorta, der Becken-Bein- und Handarterien gefunden [2], [88].
Durch den schnellen Blutfluss in der Aorta kommt es zu einem ausgeprägten Signalverlust in
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
47
systolischen Aufnahmen und zu einem sehr hohen Arteriensignal in der Diastole. Da sichtbare
Venen in Aortendarstellungen die Befundung nicht sonderlich stören, reicht prinzipiell auch nur
die Aufnahme eines diastolischen Datensatzes aus. Eine Studie in 75 Patienten mit Dissektionen, Aneurysmen, Verschlüssen und Bypässen lieferte 45 exzellente, 25 zufriedenstellende und
5 schlechte Ergebnisse [89]. Dagegen ist eine MRA der Karotiden mit dieser Technik aufgrund
des sehr schnellen venösen Blutflusses in den Jugularvenen erschwert und Bildsubtraktion kann
venöses Signal nicht vollständig unterdrücken.
Abbildung 4.16 zeigt typische diastolisch und systolisch getriggerte periphere Aufnahmen sowie deren Differenz. Zur Abdeckung der gesamten unteren Extremitäten wird die Aufnahme
Diastole
Systole
Differenz
venöses Signal
arterielles Signal
kein Signal
Abbildung 4.16: Periphere EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE-Angiographie
an zwei weiteren Stationen wiederholt, wobei die Spoiler-Gradienten für langsamen Fluss in systolischen Aufnahmen distaler Stationen verstärkt werden. In ersten klinischen Studien wurde
bereits der Vergleich mit der CE-MRA und CTA zur Diagnose arterieller Gefäßerkrankungen
gesucht [86], [90]. Für die Stenosenevaluation ergaben sich im Vergleich zur CE-MRA Werte für
Genauigkeit, Sensitivität und Spezifizität von 79.4%, 85.4% bzw. 75.8%. Im Vergleich zur CTA
wurden Sensitivtäts- und Spezifizitätswerte von über 90% erzielt. Zur verbesserten Diagnose
empfehlen die Autoren allerdings das Hinzuziehen der diastolischen Bilder. Erst kürzlich wurde
eine erste Venographiestudie vorgestellt, die Ergebnisse mit einer Phlebographie für Patienten
mit tiefer Venenthrombose der peripheren Gefäße (Kap. 5.1.2) vergleicht [91]. Sensitivitäten und
Spezifizitäten für die Detektion von Venenthromben lagen bei 100%, allerdings wurden nur die
als diagnostisch verwendbar eingestuften Venogramme herangezogen.
Die EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE Sequenz ist im Vergleich zu den anderen hier
vorgestellten Verfahren noch sehr neu und die Suche nach weiteren Anwendungsgebieten und
Optimierungsmöglichkeiten hält aktuell noch an [87].
4.4.4 Kontrastmittelverstärkte MRA (CE-MRA)
Die CE-MRA nutzt die Verkürzung der T1 -Relaxationszeit von Blut nach einer intravenösen Kontrastmittelinjektion für einen hohen Gefäßkontrast [92]. Die gängigsten Kontrastmittel basieren
dabei auf Gadolinium-Verbindungen. Gadolinium ist durch seine sieben ungepaarten Elektronen in der f-Schale paramagnetisch und ermöglicht den umgebenden Elektronen schneller zu
relaxieren. Da freie Gadolinium-Ionen hoch toxisch sind, werden Gadolinum-Chelate verwendet.
Die Verkürzung der Relaxationszeit des Bluts von T1,0 auf T1 nach Kontrastmittelgabe ergibt
sich aus der longitudinalen Relaxitivität R1,Gd = 1/T1,Gd und der Konzentration des Kontrast-
48
4 Verfahren für die Angiographie
mittels [Gd]:
1
1
=
+ R1,Gd ∗ [Gd].
T1
T1,0
(4.10)
Wie auch die TOF-MRA verwendet die CE-MRA meist schnelle HF-gespoilte GE-Sequenzen
(Kap. 3.4.2). Die Steigerung des steady-state Blutsignals einer HF-gespoilten GE-Sequenz nach
Kontrastmittelinjektion berechnet sich nach Gl. 3.22 und ist exemplarisch in Abb. 4.17 illustriert.
Wird mit dem jeweiligen Ernstwinkel gemessen, so kann mit den verwendeten Parametern (T R =
5 ms) und einer Gabe von [Gd] = 1.81 mM etwa eine Verdreifachung des Messsignals erzielt
werden.
0.16
ohne Kontrastmittel
mit Kontrastmittel [Gd]=1,81mM
Ssteady−state [a.u.]
0.14
0.12
0.1
0.08
0.06
0.04
0.02
0
0
50
100
Flipwinkel α [°]
150
200
Abbildung 4.17: Erhöhung des steady-state Signals und des Ernstwinkels durch T1 -Verkürzung nach Kontrastmittelgabe (T R = 5 ms, T1,0 = 1200 ms, T1 = 107 ms, [Gd] = 1, 81 mM). T E sei so kurz, dass der T2∗ -Zerfall
vernachlässigt werden kann.
Da die Signalverstärkung bei der CE-MRA im Gegensatz zur TOF-MRA nicht flussabhängig
ist, kann das 3D Aufnahmevolumen beliebig orientiert sein. Meist bevorzugt ist dabei eine koronare Ausrichtung, die bei Frequenzkodierung in Kopf-Fuß-Richtung eine exzellente Abdeckung
der meisten Gefäßstrukturen mit minimalen Aliasing-Artefakten ermöglicht. Da die Aufnahmezeit nach Kontrastmittelgabe limitiert ist und im ersten Durchlauf des Kontrastmittels durchgeführt werden soll (Verwendung extravaskulärer Kontrastmittel), wird in der Regel eine hohe
Empfänger-Bandbreite (BW ) verwendet und auf eine Flusskompensation verzichtet.
Vorteile und Limitationen Die CE-MRA ist keine flusssensitive aber eine sehr schnelle Technik
und daher im Vergleich zur TOF- und PC-Technik weniger anfällig für flussbedingte Dephasierung, Signalabsättigung, Pulsatitlität und Bewegung. So gestattet sie eine bessere Diagnose von
Pathologien mit komplexem Fluss und liefert eine bessere Darstellung von stark gewundenen
oder in der Bildebene verlaufenden Gefäßen. Ähnlich wie bei der DSA kann durch Subtraktion
eines Maskenbildes vor Kontrastmittelgabe der Gefäßkontrast deutlich gesteigert werden.
Eine optimale zeitliche Abstimmung der Kontrastmittelankunft in der Untersuchungsregion
und der Datenaufnahme ist wie im Fall der CTA auch für die Qualität der CE-MRA von entscheidender Bedeutung. Wird die Aufnahme vor der Bolusankunft durchgeführt, ist das Gefäßsignal
noch nicht maximal. Bei verspäteter Aufnahme kommt es in Arteriendarstellungen zu venösen
Kontaminationen und Signalverstärkung umliegenden Gewebes und in Venendarstellungen zu
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
49
Zeit
Abbildung 4.18: Zeitaufgelöste CE-MRA der Nierenarterien (aus http : //www.mr.ethz.ch/sense/sense −
application.html) belegt die Notwendigkeit einer optimalen zeitlichen Abstimmung von Kontrastmittelinjektion
und Datenaufnahme. Eine Akquisition vor der Bolusankunft (ganz links) resultiert in reduziertem Arteriensignal,
während nach zu langem Warten das Signal von umliegendem Gewebe und Venen bereits erhöht ist (Pfeile).
Signalverlusten. Abbildung 4.18 zeigt diesen zeitlichen Zusammenhang im Fall einer Arteriendarstellung.
Individuelle Ankunftszeiten des Kontrastmittelbolus in der Untersuchungsregion können dabei
stark variieren. So wurde gezeigt, dass die maximale Kontrastverstärkung in der Aorta mit einer
Verzögerung zwischen 10 s und 60 s eintreten kann [93]. Lange und schlecht prognostizierbare
Ankunftszeiten sind dabei insbesondere bei Pathologien wie Aneurysmen zu erwarten.
Ist die Zeit zwischen der Ankunft des Bluts im arteriellen System und dem Übergang ins venöse
System im Untersuchungsbereich kurz, bleibt nur ein kurzes Zeitfenster, in dem eine gelungene
Arteriendarstellung erzielt werden kann. Beispiele hierfür sind die Karotiden, bei denen diese
Übergangszeit in der Größenordnung von 5 s liegt [94], und die Nierenarterien.
Zur optimalen zeitlichen Abstimmung der Kontrastmittelinjektion und der Datenaufnahme
gab es in der Vergangenheit eine Vielzahl von methodischen Weiterentwicklungen. Bevor MRkompatible Kontrastmittelinjektoren und schnelle MR-Sequenzen verfügbar waren, hat man individuell ermittelte Bolus-Ankunftszeiten für die jeweilige Untersuchungsregion verwendet. Aufgrund der genannten Komplikationen hat dieses Verfahren allerdings zu einer große Zahl an
Misserfolgen geführt.
Eine deutliche Verbesserung brachte da der Einsatz von zeitaufgelösten Messungen vor der
CE-MRA Untersuchung. Hier haben sich bislang drei Methoden etabliert: Das meist verbreitete
Verfahren ist wie auch bei der CTA eine Test-Bolus-Aufnahme [93]. Hierbei werden unter Injektion einer geringen Menge an Kontrastmittel (1 − 2 ml) 2D Bilder mit einer HF-gespoilten
GE-Sequenz wiederholt in einem zeitlichen Abstand von etwa 1 − 2 s aufgenommen und die
Ankunftszeit des Test-Bolus in der Untersuchungsregion wird ermittelt.
Eine neuere Methode stellt dagegen die Echzeit-Triggerung dar, für die bisher zwei verschiedene Ansätze vorgeschlagen wurden: Bei der automatischen Bolus-Detektion [95] wird die Bolusankunft automatisch verfolgt und die MRA-Datenaufnahme auch automatisch gestartet, wenn das
Signal im beobachteten Volumen gewisse Schwellwerte übersteigt. Die zweite Methode verwendet eine fluoroskopische Triggerung, bei der das Anfluten nicht automatisch detektiert, sondern
durch den Benutzer selbst in zeitaufgelösten 2D Bildern beobachtet wird [96]. Die CE-MRA
Aufnahme wird anschließend manuell gestartet.
Wiederholte 2D oder 3D Aufnahmen liefern dabei nicht nur das zeitliche Fenster für die Bolusankunft, sondern können auch als zeitaufgelöste CE-MRA genutzt werden, die hämodynamische
50
4 Verfahren für die Angiographie
Informationen liefert. Die Anreicherung von Kontrastmittel in stationärem Gewebe kann dabei
zusätzliche Erkenntnisse über den Krankheitsverlauf liefern. Die neuesten Entwicklungen auf
diesem Gebiet nutzen zu diesem Zweck eine Kombination aus paralleler Bildgebung (Kap. 3.6.2)
und view-sharing [97], die eine 3D CE-MRA mit einer zeitlichen Auflösung von 2− 5 s und damit
die Verfolgung des KM-Bolus ohne vorherige Erfassung der Bolusankunftszeit ermöglichen (wie
in Abb. 4.18 dargestellt).
Anwendungsgebiete und Relevanz Die CE-MRA hat bereits eine weitverbreitete klinische Akzeptanz erfahren und die DSA zur Diagnose bestimmter Pathologien in verschiedensten Gefäßabschnitten abgelöst. Sie wurde bereits erfolgreich für die MRA der Karotiden, der Vertebralarterien, des Aortenbogens, der Nieren- und abdominellen Arterien sowie der Arterien der oberen
und unteren Extremitäten eingesetzt. Es konnte bereits gezeigt werden, dass die CE-MRA im
Vergleich zur DSA eine sehr akkurate Methode für die Evaluierung des Status peripherer Gefäße
darstellt [98], [99].
Die CE-MRA wird selten auch zur Venendarstellung genutzt und wie auch die CTV entweder
indirekt oder direkt durchgeführt. Letztere Variante wurde bereits für die Untersuchung von
Patienten mit postthrombotischen Veränderungen und Varikosen und für die Beurteilung der V.
saphena magna vor einer Bypass-Operation verwendet [100].
Bei einer peripheren CE-MRA bedarf es zusätzlicher Überlegungen bezüglich der Abstimmung von Datenaufnahme und Kontrastmittelgabe. Hier übersteigt der benötigte Aufnahmebereich den Bildgebungsbereich eines Ganzkörpertomographen deutlich. Diese Problematik und
Strategien für die kontrastmittelverstärkte periphere MRA werden in Kap. 5.2 aufgegriffen.
In den letzten Jahren, erstmals 2006 [3], wurde über einen möglichen Zusammenhang zwischen der Gabe von gadoliniumhaltigen Kontrastmitteln, wie sie bei der CE-MRA eingesetzt
werden, und nephrogener systemischer Fibrose (NSF) berichtet [101], [102]. Bei NSF handelt es
sich um eine krankhafte Vermehrung des Bindegewebes von Haut, Muskulatur und in inneren
Organen. NSF tritt nur in Patienten mit stark eingeschränkter Nierenfunktion auf und kann
zu schweren Behinderungen bis hin zum Tod führen. Eine eingeschränkte Nierenfunktion des
Patienten stellt somit eine Kontraindikation für eine CE-MRA-Untersuchung dar. Diese relativ
neuen Erkenntnisse haben in den letzten Jahren zu einer Renaissance der nativen Techniken und
zu einer Vielzahl an Neuentwicklungen auf diesem Gebiet geführt.
4.4.5 Angiographische Darstellungen
Jede der vorgestellten Methoden für die MRA liefert ein 3D Volumen mit hyperintensem Blutsignal, wobei jedes einzelne Bild nur einen kleinen Gefäßabschnitt abbildet. Datennachverarbeitungsmethoden wie die maximum intensity projection (MIP) [103] (Abb. 4.19) und volumerendering werden daher häufig verwendet, um Gefäßverläufe über größere Strecken verfolgen
zu können. Für die MIP-Prozessierung werden ähnlich der DSA Projektionsansichten erstellt,
indem die maximalen Intensitätswerte entlang paralleler Strahlen in die gewünschte Projektionsrichtung ausgewählt und den Pixelwerten der reduzierten 2D MIP-Darstellung zugewiesen
werden. Diese Nachverarbeitung der Daten kann allerdings auch zu Problemen führen, wenn
Signalintensitäten von Hintergrundgewebe und Blut in einer ähnlichen Größenordnung liegen.
So können beispielsweise Fett und Knochenmark, die kurze T1 -Relaxationszeiten besitzen, die
Qualität von MIP-Darstellungen für T1 -gewichtete MRA-Sequenzen reduzieren. Cody et al. [104]
liefern eine detaillierte Beschreibung angiographischer Darstellungen.
4.4 Magnetresonanzangiographie (MRA)
51
(L)
(A)
(A)
(L)
(a)
(b)
(c)
Abbildung 4.19: Maximum intensity projection (MIP) einer peripheren CE-MRA: (a) Maximale Signalintensitäten werden entlang paralleler Strahlen in Projektionsrichtung für die 2D MIP-Darstellung verwendet (hier
Projektionsrichtung (b) links/rechts und (c) anterior/posterior).
53
5 MRA der Becken- und Beingefäße
Die in Kapitel 4 vorgestellten Verfahren für die Angiographie erlauben eine sehr detaillierte
Darstellung des menschlichen arteriellen und venösen Gefäßsystems. Die Becken-Bein-Region
stellt dabei durch ihre große räumliche Ausdehnung besondere Anforderungen insbesondere an
die MRA. Dieses Kapitel beschäftigt sich daher anfänglich mit der Anatomie, Physiologie und
den geläufigsten Krankheitsbildern des peripheren Gefäßsystems und zeigt Lösungen für diese
Problematik bei MRA-Untersuchungen auf.
5.1 Anatomie und Physiologie des Becken- und Bein-Gefäßsystems
5.1.1 Arterien des Beckens und der Beine
Die Aortenbifurkation auf Höhe des vierten Lendenwirbels markiert im Körper den Punkt, an
dem die absteigende Aorta in die beiden Hauptbeckenschlagadern (A. iliaca communis) aufzweigt
und damit den Beginn des arteriellen Gefäßsystems des Beckens und der Beine (Abb. 5.1(a)).
V. cava
Aorta
A. iliaca communis
A. iliaca interna
A. iliaca externa
V. iliaca communis
V. iliaca interna
V. iliaca externa
A. femoris profunda
V. femoris profunda
V. femoralis
A. femoralis
V. saphena magna
V. poplitea
V. saphena parva
V. tibialis posterior
V. tibialis anterior
V. fibularis
A. poplitea
A. tibialis posterior
A. tibialis anterior
A. fibularis
(a)
(b)
Abbildung 5.1: (a) Arterien und (b) Venen des Beckens und der Beine (Übersicht von vorne): Arterien- und tiefes
Venensystem (dargestellt in dunkelblau) verlaufen nahezu parallel während sich das oberflächliche Venensystem
(dargestellt in hellblau) davon unabhängig im subkutanen Fettgewebe direkt unter der Haut befindet.
Im weiteren Verlauf treten alle Gefäße symmetrisch auf und verzweigen sich dichotom. So
geht die A. iliaca communis beidseits in die schwächere A. iliaca interna, die Beckeneingeweide
54
5 MRA der Becken- und Beingefäße
und -wand versorgt, und die stärkere A. iliaca externa über. Unterhalb des Leistenbands wird
die A. iliaca externa zur A. femoralis, aus der zur Versorgung des Oberschenkels die annähernd
gleich starke A. profunda femoris abzweigt. Auf Höhe der Kniekehle wechselt der Verlauf der
A. femoralis von der Streck- auf die Beugeseite und wird von dort an A. poplitea genannt.
Letztere zweigt im Unterschenkel in die A. tibialis anterior und A. tibialis posterior auf. Die
A. tibialis anterior verläuft auf der Vorderseite des Unterschenkels und endet im Fußrücken
wohingegen die A. tibialis posterior die Richtung der A. poplitea beibehält und eine dritte
prominente Unterschenkelarterie, die A. fibularis, als Seitenast abgibt.
Häufige Erkrankungen der Arterien des Beckens und der Beine
Zu den häufigsten Arterienerkrankungen zählt die periphere arterielle Verschlusskrankheit (pAVK).
Dabei handelt es sich um krankhafte Verengungen der Arterien, die meist durch Verkalkungen
hervorgerufen werden und zu 90% in den Gefäßen des Beckens und der Beine auftreten [4].
Folgeerscheinungen dieser chronischen Gefäßerkrankung und der resultierenden Schwächung der
Gefäßwand können Aneurysmen, Rupturen und Embolien sein. Nach Fontaine-Ratschow wird
die pAVK abhängig vom Schweregrad in vier Stadien unterteilt und reicht von subjektiver Beschwerdelosigkeit in Stadium I über Belastungsschmerz mit Einschränkung der Gehstrecke und
Ruheschmerz in den Stadien II und III bis hin zu amputationspflichtigen Gewebsnekrosen im
Stadium IV. Bei Stenosen mit mehr als 90% Lumeneinengung ist der Puls unterhalb der Stenose
nicht mehr tastbar [4].
5.1.2 Venen des Beckens und der Beine
Für die Becken-Bein-Region unterscheidet man aufgrund anatomischer und physiologischer Aspekte zwischen vier Venensystemen: Das tiefe und oberflächliche Venensystem (Abb. 5.1(b)), sowie
Perforans- und Muskelvenen.
• Tiefes Venensystem
Etwa 90% des venösen Rückstroms zum Herzen übernimmt das tiefe Venensystem [105],
das unterhalb der zum Herzen aufsteigenden V. cava dem Verlauf und der Nomenklatur
des arteriellen Gefäßsystems folgt (Abb. 5.1(b)). Venenklappen verhindern den Rückfluss
des Blutes nach dem Paternoster-Prinzip. Die drei prominenten Unterschenkelvenen V.
tibialis anterior, V. tibialis posterior und V. fibularis treten in der Regel paarig auf und
verlaufen mit der jeweils zugehörigen Arterie in einer Gefäßsscheide.
• Oberflächliches Venensystem
Während das tiefe Venensystem in den Extremitäten stark dem Verlauf der Arterien folgt,
liegt das oberflächliche System losgelöst von diesem im subkutanen Fettgewebe. Die beiden
größten Venen des oberflächlichen Systems sind die V. saphena magna und die V. saphena
parva, die vom hinteren Fußrand auf der Rückseite des Unterschenkels hochzieht und in
die V. poplitea einmündet. Die V. saphena magna bildet sich am mittleren Fußrand und
mündet erst im Oberschenkel in die V. femoralis. Ihre Mündungskrümmung wird auch als
Krosse bezeichnet. Die Funktionalität der Mündungsklappe der V. saphena magna, die
sich etwa 0, 5 − 1, 5 cm unterhalb des Eintritts in die tiefe V. femoralis befindet, hat eine
große Bedeutung für die Entstehung einer Stammvarikose, der häufigsten pathologischen
Veränderung des oberflächlichen Venensystems.
5.1 Anatomie und Physiologie des Becken- und Bein-Gefäßsystems
55
• Perforansvenen
Die Perforansvenen verbinden das tiefe mit dem oberflächlichen Venensystem. Venenklappen garantieren die physiologische Flussrichtung von innen nach außen. Man unterscheidet
drei wichtige Gruppen von Perforansvenen: Die DODD-, die BOYD- und die COCKETTGruppe, die auf der Innenseite des mittleren Oberschenkels, des proximalen Unterschenkels
bzw. des distalen Unterschenkels liegen. Perforansvenen verlaufen schräg von proximalinnen nach distal-außen mit einem Mündungswinkel von durchschnittlich 29◦ und maximal
60◦ [105].
• Muskelvenen
Die Muskelvenen durchziehen das Muskelgewebe und sind durch dichten Klappenbesatz
und durch eine schnelle Erweiterung ihres Gefäßstamms infolge der zahlreichen kleinen
Zuflüsse gekennzeichnet. Sie münden abschließend in das tiefe Venensystem ein.
Häufige Erkrankungen der Venen des Beckens und der Beine
• Varikose
Zu den häufigsten venösen Erkrankungen zählt weltweit die Varikose (Krampfaderleiden).
Hierbei handelt es sich um eine Erweiterung der oberflächlichen Venen, die umschrieben
oder streckenförmig auftreten kann und sich meist in einer Schlängelung oder Knäuelbildung der betroffenen Gefäße äußert. Man unterscheidet zwischen primärer (Auftreten 95%)
und sekundärer (Auftreten 5%) Varikose [4]. Die Ursache der primären Varikose ist nicht
fassbar, wohingegen die sekundäre Form erworben ist, meist als Folge von Abflussbehinderungen im tiefen Venensystem wie bei der tiefen Venenthrombose. Je nach Lokalisation
lassen sich folgende Arten von Varizen (Krampfadern) klassifizieren:
– Stamm- und Seitenastvarizen: Häufigste Art der Varizen, die bevorzugt im Bereich der
V. saphena magna und der V. saphena parva (Stammvarikose) sowie deren Seitenästen
auftritt. Stamm- und Seitenastvarizen entstehen durch die Schlussunfähigkeit der
Mündungsklappe und schreiten von proximal nach distal fort.
– Retikuläre Varizen: Netzartige, lokalisierte, oberflächliche Venenerweiterungen bevorzugt in der Kniekehle und an der Außenseite von Ober- und Unterschenkel.
– Besenreiservarizen: Spinnengewebsartiges Netz gebildet von kleinsten Varizen in der
Haut bevorzugt auf der Hinterseite des Oberschenkels.
Sowohl die retikulären Varizen als auch die Besenreiservarizen stellen meist nur ein kosmetisches Problem dar, während es bei einer Stamm- und Seitenastvarikose in der Regel
einer Behandlung bedarf.
Die Stammvarikose der V. saphena magna wurde durch Hach [105] entsprechend ihrer
Ausdehnung nach distal klassifiziert (Abb. 5.2). Ist nur die Mündungsklappe insuffizient,
wird die Varikose als Stadium I deklariert (Krosseninsuffizienz). Im Stadium II bzw. III
reicht die Varize hinab bis ober- bzw. unterhalb des Kniegelenks. Bei einer Ausdehnung
bis zum Sprunggelenk spricht man von Stadium IV.
Handelt es sich bei der Mündungsklappe nicht um den proximalen Insuffizienzpunkt, dann
liegt eine inkomplette Stammvarikose der V. saphena magna vor, deren verschiedene Formen nach Hach in Abb. 5.3 illustriert sind. Beim sog. Perforanstyp mündet eine insuffiziente
Perforansvene in die V. saphena magna und der Mündungspunkt legt damit den proximalen Insuffizienzpunkt fest. Häufiger ist allerdings der sog. Seitenasttyp der inkompletten
56
5 MRA der Becken- und Beingefäße
Stammvarikose. Hier erfolgt die Verbindung zum proximalen Insuffizienzpunkt über die variköse V. saphena accessoria lateralis, die aus einem erweiterten Saphenatrichter entspringt
und mittig am Oberschenkel in die V. saphena magna einmündet.
Stadium I
Stadium II Stadium III Stadium IV
Abbildung 5.2: Stadieneinteilung der Stammvarikose der V. saphena magna nach Hach. Stadium I: Nur
Insuffizienz der Mündungsklappe, Stadium II: Varize mit Reflux bis oberhalb des Kniegelenks, Stadium
III: Varize bis unterhalb des Kniegelenks, Stadium IV: Varize bis Sprunggelenk.
V. femoralis
V. saphena
magna
V. saphena
accessoria
lateralis
Perforansvene
normale Verhältnisse
Stammvarikose
inkomplette
Stammvarikose
Perforanstyp
inkomplette
Stammvarikose
Seitenasttyp
Abbildung 5.3: Formen der inkompletten Stammvarikose der V. saphena magna im Krossenbereich. Zum
Vergleich sind links der nicht-pathologische Fall mit nicht dilatierter V. saphena magna und Perforansvene und die Stammvarikose der insuffizienten V. saphena magna distal der Mündungsklappe dargestellt.
Liegt eine inkomplette Stammvarikose vom Perforans- oder vom Seitenasttyp vor, bestimmt der Punkt der
Einmündung der insuffizienten Perforansvene bzw. V. saphena accessoria lateralis den proximalen Insuffizienzpunkt der V. saphena magna.
• Tiefe Venenthrombose
Bei einer tiefen Venenthrombose oder auch Phlebothrombose (englisch: deep venous thrombosis, DVT) handelt es sich um einen akuten inkompletten oder kompletten Gefäßverschluss im tiefen Venensystem durch Blutgerinnung. In etwa 98% der Fälle sind die tiefen
Becken- und Beinvenen betroffen [106]. Die Diagnose einer DVT muss aufgrund drohender
Komplikationen wie einer Lungenembolie rasch erfolgen.
• Thrombophlebitis
Der Begriff Thrombophlebitis bezeichnet eine thrombosierende Entzündung oberflächlicher
Venen. In 90% der Fälle tritt sie an den Beinen auf, meist bei vorbestehenden varikösen
Veränderungen [106].
5.2 Aufnahmestrategien für die periphere MRA
57
• Chronisch venöse Insuffizienz
Der Begriff der chronisch venösen Insuffizienz (CVI) fasst die klinischen Folgeerscheinungen
einer chronischen venösen Abflussstörung zusammen, die sich in zum Teil schweren Venenund Hautveränderungen äußert. Die CVI ist entweder Spätfolge der DVT und wird in
diesem Fall auch als postthrombotisches Syndrom bezeichnet oder einer primären Varikose.
Oft liegen auch Mischbilder vor mit einer Kombination aus DVT und primärer Varikose
als Ursache.
5.1.3 Fluss in den Becken- und Beingefäßen
Die Arterien der unteren Extremitäten sind durch ein triphasisches Flussprofil charakterisiert
wie es bereits in Abb. 4.6(b) schematisch illustriert wurde. Nach einem steilen systolischen
Anstieg der Flussgeschwindigkeit mit einem systolischen Peak folgt ein Blutrückstrom in der
frühen Diastole. Der Fluss in der späten Diastole ist dann wieder vorwärts gerichtet und ebbt
präsystolisch vollständig ab.
Die Ursache für dieses charakteristische Profil ist der starke Widerstand, den das Muskelbett
den versorgenden peripheren Arterien entgegenbringt. Im Gegensatz dazu findet man beispielsweise in den Karotiden oder den Nierenarterien während der Diastole einen stark vorwärts
gerichteten Fluss vor, da diese ein Gefäßbett mit deutlich geringerem Widerstand versorgen.
Venöser Blutfluss zeigt im Gegensatz zu arteriellem Fluss keine Pulsatilität, allerdings für
kleine Flussgeschwindigkeiten eine Atemabhängigkeit. Ein negativer intrathorakaler Druck beschleunigt den venösen Fluss.
Während maximale systolische Flussgeschwindigkeiten in der abdominellen Aorta in der Größenordung von 70 − 100 cm/s liegen, sind diese in den peripheren Arterien deutlich reduziert
(30 − 50 cm/s in der A. femoralis bis zu 10 − 20 cm/s in den Fußarterien) [107]. Mittlere Flussgeschwindigkeiten liegen zwischen 18 cm/s für große Arterien und 1, 5 cm/s für kleine Arteriolen.
In den peripheren Venen trifft man im Mittel auf deutlich geringere Flussgeschwindigkeiten von
beispielsweise 10 − 25 cm/s in der V. cava [50].
5.2 Aufnahmestrategien für die periphere MRA
Für die periphere MRA übersteigt die erforderliche Messregion in longitudinale Richtung (F OVz )
um ein Zwei- bis Dreifaches den Bildgebungsbereich eines MR-Tomographen (40 − 50 cm), der
ein homogenes Hauptmagnetfeld und lineare Gradientenfelder gewährleistet. Bislang wurden für
die Abdeckung eines solchen erweiterten F OV s zwei Strategien vorgeschlagen, die im folgenden
Abschnitt näher diskutiert werden.
5.2.1 Mehrstationenansatz
Beim sog. Mehrstationenansatz wird die Datenaufnahme an zwei bis drei aufeinanderfolgenden
Positionen im Patientenkoordinatensystem (Stationen) wiederholt. F OVz einer jeden Station
überschreitet dabei nicht den Bildgebungsbereich des MR-Tomographen und überlappt mit den
Messbereichen benachbarter Stationen (Abb. 5.4(a)). Die Datenakquisition findet bei ruhendem
Patiententisch (stationär) statt, während nach der Aufnahme einer Station jede folgende durch
einen Tischvorschub angesteuert wird.
Die Bewegung des Patiententischs wurde anfangs manuell vorgenommen und die im Tomographen integrierte Körperspule (Kap. 3.5) diente zum Signalempfang [108], [109]. Letzterer wurde
58
5 MRA der Becken- und Beingefäße
Mehrstationenansatz
Akquisition 1
Akquisition 2
Akquisition 3
{
{
{
CMT-Messung
Kontinuierliche
Akquisition
(a)
(b)
Abbildung 5.4: (a) Mehrstationenansatz und (b) kontinuierlich bewegter Patiententisch als Techniken für die
Aufnahme erweiterter F OV s, wie sie bei der peripheren MRA vorliegen (in vivo Bilder aus Ref. [7]).
später zur SN R-Steigerung mit Oberflächenspulen realisiert, die Teil eines speziellen Aufbaus
mit einer frei beweglichen Tischplattform waren (stepping kinematic imaging platform (SKIP)
[5] oder angiographic system for unlimited rolling fields of view (Angiosurf) [110]).
Abbildung 5.5(a) zeigt den Aufbau der Angiosurf-Konstruktion, bei der der Patiententisch sukzessive an drei Stationen verfahren wird. Der Patient bewegt sich zwischen den im Isozentrum
fixierten Oberflächenspulen hindurch. Das klinische Potential solcher Techniken mit Tischvorrichtung wurde in der Vergangenheit intensiv für den Bereich der Karotiden bis abwärts zu den
Fußarterien evaluiert [111], [112].
Body
Matrix
PA Matrix
(a)
(b)
Abbildung 5.5: (a) Mehrstationenaufnahmen mit einer Plattform (AngioSURF). Der Tisch wird hier manuell an drei aufeinanderfolgenden Stationen positioniert. Der Patient bewegt sich zwischen den im Isozentrum
fixierten Oberflächenspulen hindurch. (b) Bei der neuesten Gerätegeneration wird der Tischvorschub durch den
MR-Tomographen automatisch übernommen und eine Vielzahl an Oberflächenspulen bietet optimale Signalausbeute.
Für die neueste Gerätegenerationen erfolgt der Tischvorschub automatisch durch die Elektronik des MR-Tomographen. Oberflächenspulen sind dabei auf dem Patienten positioniert und am
Tisch fixiert, so dass sie ihre Position relativ zum Patienten nicht verändern [113], [114] (Abb. 5.5
(b)). Mit mittlerweile bis zu 102 Spulenelementen, 32 Empfangskanälen (Firma Siemens, TimCT)
und einem maximalen Tischvorschub von 205 cm wird eine exzellente SN R-Ausbeute für den gesamten Messbereich garantiert. Die individuellen Spulenelemente können dabei flexibel mit den
5.2 Aufnahmestrategien für die periphere MRA
59
zur Verfügung stehenden Empfangskanälen kombiniert werden [115]. Für die periphere MRA
werden zum Signalempfang in der Regel eine spezielle Bein-Oberflächenspule (peripheral angio
(PA) Matrix Spule), ein bis zwei auf Becken und Unterbauch platzierte Oberflächenspulen (Body
Matrix Spule) und eine im Tisch integrierte Spule verwendet (Abb. 5.5 (b)).
Da sich der Mehrstationenansatz für den Zeitpunkt der Datenaufnahme nicht von einer herkömmlichen MR-Untersuchung unterscheidet, lässt dieser die Verwendung aller verfügbaren
Pulssequenzen zu und kann damit jeden gewünschten Bildkontrast erzielen. Dabei werden nur
Anforderungen an die Hard- und Software des MR-Tomographen und nicht etwa an die Datenaufnahme oder Bildrekonstruktion gestellt. Neben der Bewegung des Patiententischs zwischen
Stationen muss eine individuelle Wahl von Empfangsspulen für jede Station möglich sein. Ebenso erforderlich ist eine stationsweise Bestimmung und Speicherung von Justage-Parametern und
die stationsweise Positionierung eines F OV s.
Messparameter wie F OV und Auflösung können für jede Station individuell eingestellt werden [116]. So kann eine F OV -Verkleinerung für distale Stationen bei einer peripheren MRA
beispielsweise die räumliche Auflösung im Unterschenkelbereich erhöhen, um so auch feine Gefäße in diesem Bereich abzubilden.
Die Effizienz des Mehrstationenansatzes ist allerdings durch die benötigte Zeit des Tischvorschubs zwischen den Stationen (je 3−4 s) und den erforderlichen Stationen-Überlapp beschränkt.
Periphere CE-MRA mit dem Mehrstationenansatz Die Planung einer Mehrstationen-CEMRA erfolgt anhand multiplanarer Scouts (Vorbereitungsmessungen mit niedriger räumlicher
Auflösung), die ebenfalls für mehrere Stationen akquiriert werden und typischerweise auf dem
TOF-Kontrast basieren (Kap. 4.4.1) [117].
Für den zeitlichen Ablauf der Kontrastmittelinjektion und der Datenaufnahme stehen verschiedene Optionen zur Verfügung. Prinzipiell ist eine separate Injektion für jede Station [118]
möglich, für die die Kontrastmittelmenge auf zwei bis drei Einzelboli verteilt wird. Dieses Vorgehen erfordert allerdings lange Untersuchungszeiten und liefert einen geringeren Gefäßkontrast
als eine Messung mit einem einzigen Bolus der gleichen Kontrastmittelmenge. Die MehrfachInjektion hat sich zwar klinisch als praktisch erwiesen, findet mittlerweile aber kaum noch
Verwendung. Diese Entwicklung ist insbesondere auf die Etablierung des automatischen Tischvorschubs zurückzuführen, der eine Aufnahme der gesamten Peripherie während einer einzigen Kontrastmittel-Injektion [116], [119] gestattet. Hierfür muss die Tischbewegung zwischen
den Stationen ausreichend schnell erfolgen, um den Kontrastmittel-Bolus verfolgen zu können
(bolus-chase MRA). Die Zeit, die für die Aufnahme einer Station zur Verfügung steht, ist damit
allerdings ebenso wie die mögliche räumliche Auflösung beschränkt. Zu lange Messzeiten pro
Station würden zu einem arteriellen Signalverlust und zu unerwünschten Signalanreicherungen
im umliegenden Gewebe und in Venen führen. Im klinischen Alltag werden Protokolle verwendet,
die sich für den Großteil der Patienten als geeignet für die Bolus-Verfolgung erwiesen haben.
Um aber den individuellen hämodynamischen Verhältnissen eines jeden Patienten gerecht zu
werden, wurde 2009 ein Verfahren für eine optimierte zeitliche Abstimmung vorgestellt [120].
Hierbei werden in zeitaufgelösten Messungen mit einem Testbolus a-priori hämodynamische
Kenntnisse und so maximale Akquisitionszeiten für proximale Stationen gewonnen, die noch
eine Darstellung der distalen Stationen ohne venöse Signalverstärkung zulassen.
60
5 MRA der Becken- und Beingefäße
5.2.2 Kontinuierlich bewegter Patiententisch (CMT)
Für den 2002 von Kruger et al. vorgestellten kontinuierlich bewegten Patiententisch (continuously moving table, CMT) [6] entfallen die in Kap. 5.2.1 beschriebenen Zeitverluste im Ablauf des Mehrstationenansatzes. Inspiriert durch die Einzeilen-Spiral-CT bewegt sich hier der
Patiententisch mit konstanter Geschwindigkeit ununterbrochen während der Datenaufnahme
(Abb. 5.4(b)). Dieses Verfahren wurde bereits mit einer Vielzahl an Pulssequenzen für die 2D
und 3D MR-Bildgebung und MRA kombiniert, meist mit kartesischen oder radialen k-RaumTrajektorien [121].
Der Patiententisch bewegt sich mit der Geschwindigkeit vT isch , die sich für axiale 2D Aufnahmen von Schichtpaketen (pro Paket NS Schichten der Dicke Δz im Abstand Δs) wie folgt
berechnet:
vT isch = NS ∗ (Δz + Δs)/(NP ∗ T R).
(5.1)
Für koronare oder sagittale 2D Akquisitionen verändert sich Gl. 5.1 zu
vT isch = F OVz /(NP ∗ T R)
(5.2)
und muss für 3D Aufnahmen noch um die Anzahl der Phasenkodierschritte in die zweite Phasenkodier-Richtung reduziert werden.
Mit dem Patiententisch bewegt sich bei der CMT-Technik auch das Aufnahmevolumen kontinuierlich während der Datenaufnahme (Abb. 5.6(a)). Zur Berücksichtigung dieses Effekts wurden
bisher zwei verschiedene Ansätze vorgestellt: Bei der Frequenznachführung [122] wird die Tischbewegung bereits während der Datenaufnahme kompensiert, indem die Frequenz der HF-Pulse
an die Tischgeschwindigkeit angepasst wird (hier für axiale 2D Aufnahmen):
ω(z, t) = γ(B0 + Gz (z + vT isch ∗ t)).
(5.3)
Hierbei ist z die Schichtposition im stationären Fall und t die Zeit, die die Aufnahme bereits
anhält. Letztere wird nach Abschluss der Aufnahme eines Schichtpakets wieder auf Null gesetzt,
um das nächste Schichtpaket im Patientenkoordinatensystem zu verfolgen. Signaldaten können
so ohne weitere Bearbeitung fouriertransformiert werden, da sie denen einer stationären Messung
gleichen (Abb. 5.6(b)). Zeilen des k-Raums, die zu einer Schichtposition im Patientenkoordinatensystem gehören, werden alle in denselben k-Raum abgelegt.
Statt die Tischbewegung schon im Prozess der Datenaufnahme zu berücksichtigen, kann dies
auch erst während der Bildrekonstruktion geschehen. Dieser Ansatz wurde von Kruger et al. [6]
mit dem Konzept des Hybridraums für CMT-Aufnahmen vorgestellt. Durch Koordinatentransformation wird das gemessene Signal vor der FT der richtigen Position entlang der Bewegungsrichtung zugeordnet.
CMT-Aufnahmen sind sowohl zeitlich als auch räumlich zusammenhängend und bieten damit
nicht nur eine erhöhte zeitliche Effizienz, sondern auch eine nicht unterbrochene oder variierende
Bildqualität. Prinzipiell kann eine CMT-Messung auf einen beliebig kleinen räumlichen Bereich
um das Isozentrum des Magneten beschränkt werden. Im Extremfall reicht die fortwährende
Aufnahme einer einzigen Schicht aus, um das erweiterte F OV mit der Zeit abzudecken. Ein
solcher Ansatz würde für den Mehrstationenansatz eine Vielzahl an Repositionierungen und
damit einen erhebliche Zeitverlust bedeuten.
5.2 Aufnahmestrategien für die periphere MRA
61
Isozentrum
TomographenKoordinatensystem
ky
z
Tischbewegung
PatientenKoordinatensystem
ky
z
(a)
(b)
Abbildung 5.6: (a) Bei einer CMT-Messung bewegt sich neben dem Patiententisch auch das Aufnahmevolumen
kontinuierlich während der Datenaufnahme. (b, oben) Unterschiedliche k-Raum-Zeilen (hier axiale 2D Aufnahme)
werden dadurch an unterschiedlichen Stellen im Koordinatensystem des Tomographen aufgenommen. (b, unten)
Eine Frequenznachführung führt dazu, dass die Messung im Patientenkoordinatensystem eingefroren“ wird und
”
einer stationären Aufnahme gleicht.
62
5 MRA der Becken- und Beingefäße
Damit vermeidet eine CMT-Aufnahme Signalabfälle und geometrische Verzerrungen, die an
Randbereichen des F OV im Mehrstationenansatz durch mangelhafte Spulensensitivität und
Nichtlinearität der Gradienten auftreten können. Umfasst das Schichtpaket dennoch eine größere Zahl an Schichten, können Artefakte wie beim Mehrstationenansatz die Folge sein. Diese
können aber für eine CMT-Aufnahme durch die Verwendung der sog. sliding multislice (SMS)
Technik [123] reduziert werden. Hier werden durch ein geeignetes Aufnahmeschema gleiche kRaum-Segmente für jede Schicht innerhalb des Schichtpakets an der gleichen Stelle im Koordinatensystem des Tomographen aufgenommen. Diese Technik hat bereits ihren Einsatz in vielen
klinischen Studien gefunden und ist der Standard für Mehrschicht-CMT-Aufnahmen an der Uniklinik Freiburg [124], [125], [126].
Durch den kontinuierlichen Ablauf einer CMT-Aufnahme kann allerdings keine a priori Planung einzelner Regionen und keine individuelle Wahl von Bildparametern stattfinden wie im
Fall des Mehrstationenansatzes. Es gibt in diesem Bereich aber bereits erste Entwicklungen, die
versuchen, diesen Vorteil des Mehrstationenansatzes auf die CMT-Technik zu transferieren. So
wurde für koronare CMT-Aufnahmen die links-rechts Ausdehnung des F OV dynamisch angepasst [127], um der variierenden Ausdehnung des Körpers in diese Richtung gerecht zu werden.
Bei gleichbleibender Bildmatrix führt dies zu einer Erhöhung der lokalen räumlichen Auflösung.
Den gleichen Effekt hat bei gleichbleibenden F OV -Abmessungen eine Vergrößerung der Bildmatrix [128]. F OVz wird hierbei in zwei Bereiche aufgeteilt mit einer größeren Bildmatrix und
damit reduziertem vT isch im distalen Teil (dual-velocity). Während die Bewegung für die Aufnahme eines Teil-F OV s weiterhin gleichförmig ist, muss der Patiententisch zum Zeitpunkt des
Übergangs zwischen den Teil-F OV s abgebremst werden. Diese Bewegung konnte in dieser Studie (Hybridraum-Konzept) durch eine Erweiterung der Koordinatentransformation um einen
Beschleunigungsterm kompensiert werden.
Mittlerweile haben auch parallele Bildgebungstechniken (Kap. 3.6.2) ihren Einsatz in CMTAkquisitionen gefunden und schaffen es so, die Aufnahmezeiten deutlich zu reduzieren. Neben
den herkömmlichen Ansätzen wie SENSE [129] und GRAPPA [130] wurde auch ein neues Verfahren entwickelt, das die Natur von CMT-Datensätzen gezielt ausnutzt. Die große Ausdehnung
der Daten nicht nur entlang der Phasen- oder Frequenzkodier-Richtung, sondern auch entlang
der Schichtrichtung hat dazu geführt, dass aufgenommene Datenpunkte benachbarter Schichten
genutzt werden, um Spulensensitivitäten zu schätzen [131]. So kann die zeitliche Effizienz des
GRAPPA-Algorithmus erhöht werden, da sich die Aufnahme von Referenzzeilen erübrigt.
Periphere CE-MRA mit CMT So wie auch der Mehrstationenansatz kann auch eine CMTMessung mit einer bolus-chase MRA kombiniert werden [6]. Dieses Verfahren hat sich aber im
Vergleich klinisch noch nicht so weit etabliert. Beide Ansätze wurden durch Vogt et al. erstmals
für Patienten mit pAVK miteinander verglichen [7]. Bilder beider Techniken zeigten exzellente
Übereinstimmung (Cohens κ = 0, 75), wobei kleinere Gefäße in Bildern der Mehrstationen-CEMRA schärfer erschienen. Für die Detektion von Gefäßstenosen und -verschlüssen ergaben sich
Werte für die Genauigkeit, die Sensitivität und Spezifizität von 92.8%, 100%, und 89.2% für die
CMT-Technik im Vergleich zum Mehrstationenansatz.
Da sich die Geschwindigkeit des Kontrastmittelbolus vom Abdomen bis zum Fuß in etwa
halbiert, lässt sich die dual-velocity-Technik für die periphere CE-MRA mit CMT erfolgreich
einsetzen [128]. Die Tischgeschwindigkeit für den abdominellen Part betrug in dieser Arbeit
3, 6 cm/s und weiter distal 1, 6 cm/s. Die Tischbewegung konnte einschließlich der Beschleunigungsphase erfolgreich kompensiert und der Kontrastmittelbolus distal so besser erfasst werden.
5.2 Aufnahmestrategien für die periphere MRA
63
Periphere TOF-MRA mit CMT Bislang gab es noch keine Versuche durch andere, eine CMTDatenaufnahme für eine nicht-kontrastmittelverstärkte MRA der peripheren Gefäße einzusetzen.
In der vorliegenden Arbeit geschieht dies erstmals durch die Entwicklung einer CMT-TOFMRA, die die limitierte räumliche Abdeckung des in Kap. 4.4.1 beschriebenen herkömmlichen
Verfahrens erweitern soll. Nachdem die beiden letzten Kapitel die etablierten Verfahren für die
Angiographie auf ihrem aktuellen Entwicklungsstand und mit dem Fokus auf der peripheren
MRA vorgestellt haben, beschreiben die folgenden nun die Neuentwicklungen auf dem Gebiet
der CMT-TOF-MRA, die im Rahmen dieser Arbeit enstanden und ihre Anwendung in einer
Venographie, einer Arteriographie und einer schnellen Übersichtsmessung (Scout) fanden.
65
6 CMT-TOF-Venographie
Das folgende Kapitel befasst sich mit neuen Strategien für die Kombination einer TOF-MRA
(Kap. 4.4.1) und einer CMT-Messung (Kap. 5.2.2) zur Darstellung des gesamten peripheren
Venensystems. Die anfangs entwickelte 2-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie wurde
im Hinblick auf ihre zeitliche Effizienz und Artefaktanfälligkeit optimiert (1-Schritt Methode).
Das klinische Potential der 2- und 1-Schritt Methode wurde in Studien evaluiert, die gesunde
Probanden und Patienten mit verschiedenen venösen Pathologien umfassten.
6.1 Hintergrundunterdrückung durch Bildsubtrakion
Aufnahme
Für eine gute Gefäßkontrastierung in TOF-Aufnahmen und prozessierten MIP-Darstellungen
ist ein geringes Fettsignal essentiell. Im Fall stationärer Aufnahmen findet zu diesem Zweck
typischerweise eine Fettsättigung auf Basis der chemischen Verschiebung zwischen Fett und
Wasser Verwendung (Kap. 3.4.4). Dieses Verfahren wurde anfänglich auch für die Kombination
mit einer CMT-Messung getestet, konnte das Fettsignal aber nur in den ersten akquirierten
Schichten zuverlässig unterdrücken und schlägt später in einigen Bildbereichen fehl (Abb. 6.1).
Justage Volumen
Abbildung 6.1: Eine Fettsättigung auf Basis der chemischen Verschiebung zwischen Fett und Wasser schlägt
für CMT-Messbereiche außerhalb des Justage-Volumens fehl. Das Fettsignal ist in axialen Bildern, die außerhalb
des Justage-Bereichs akquiriert wurden, gegenüber Bildern innerhalb des Justage-Bereichs erhöht und verdeckt
in koronaren MIP-Rekonstruktionen interessante Gefäßstrukturen.
Die Ursache für diese Beobachtung ist in den Justagen (Frequenzabstimmung etc.) zu suchen, die zu Beginn einer MR-Messung vorgenommen werden, allerdings nur in einer definierten
Region (Abb. 6.1). Bei dieser handelt es sich im Fall von CMT-Messungen um den Startbereich und damit nicht um das gesamte erweiterte F OV . Da der Patient selbst das Magnetfeld
durch Suszeptibilitätsunterschiede im Körper lokal verändert, ist für Messregionen außerhalb
des Justage-Bereichs die Resonanzfrequenz der fettgebundenen Protonen nicht mehr exakt abgestimmt und eine Fettsättigung auf Basis der chemischen Verschiebung somit ineffizient.
Stattdessen wurde das MR-Signal von stationärem Gewebe, d.h. auch das Fettsignal, ganz
analog zur DSA oder PC-MRA per Bildsubtraktion unterdrückt. Im folgenden Abschnitt werden
zwei CMT-Aufnahmestrategien präsentiert, die den geforderten TOF-Differenzdatensatz für ein
erweitertes F OV generieren können.
66
6 CMT-TOF-Venographie
6.2 Aufnahmestrategien
6.2.1 2-Schritt Methode
Bei der 2-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie wird die Becken-Bein-Region in einem
axialen 2D Einzelschicht-Experiment (NS = 1) zweimal in Folge mit einer CMT-FLASH-Sequenz
(Kap. 3.4.2) akquiriert. Im ersten Durchlauf unterdrückt eine axial orientierte Sättigerschicht
(Kap. 4.4.1) arterielles Blutsignal und liefert so ein venöses Set an axialen 2D Bildern für den
gesamten Messbereich. Die Sättigerschicht (Dicke 50 mm) ist dabei kranial und in einem Abstand von 10 mm zur Aufnahmeschicht platziert (Abb. 6.2, links). Nach Repositionierung des
Patiententischs wird die Aufnahme diesmal bei Sättigung des arteriellen und venösen Blutsignals (Maskenbilder) und mit identischen Sequenzparametern wiederholt (Abb. 6.2, rechts).
Hierfür werden zwei Sättigerschichten symmetrisch um die Aufnahmeschicht und das Isozentrum
des Magneten angeordnet (Dicke 50 mm, Abstand zur Aufnahmeschicht 10 mm). Die voxelweise
Subtraktion von Bildern des venösen Sets und Maskenbildern liefert einen Differenzdatensatz
mit nahezu keinem Hintergrundsignal, aber einer Darstellung des venösen Gefäßsystems.
Sättigerschicht
Sättigerschicht
Arterie Tischbewegung
Vene
Venöses
Set
Arterie Tischbewegung
-
Vene
Maskenbild
Abbildung 6.2: Akquisitionsschema der 2-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie: Das erweiterte F OV
wird aufgenommen während das arterielle Blutsignal gesättigt wird (venöses Set, links). Nach Repositionierung des
Patiententisches wird die Messung wiederholt bei Sättigung von arteriellem und venösem Blutsignal (Maskenbilder,
rechts). Bilder beider Datensets werden subtrahiert, um eine Darstellung des venösen Gefäßsystems zu erhalten.
6.2.2 1-Schritt Methode
Die 1-Schritt Methode stellt eine Weiterentwicklung der 2-Schritt Methode dar und gestattet
eine simultane Akquisition von Bildern des venösen Sets und Maskenbildern während einer
einzigen kontinuierlichen Tischbewegung. Dies wird durch das in Abb. 6.3 dargestellte Akquisitionsschema realisiert. Zwei Sättigerschichten sind symmetrisch um zwei Aufnahmeschichten
(NS = 2) angeordnet, die ihrerseits symmetrisch um das Isozentrum des Magneten verteilt sind
und verschachtelt aufgenommen werden.
Um Bildverzerrungen durch nichtlineare Magnetfeldgradienten und damit eine mangelhafte
Unterdrückung des Hintergrundes in Differenzdatensätzen zu vermeiden, wurde der Abstand
der beiden Aufnahmeschichten minimal gehalten. Dieser umfasst zum einen die Dicke der Sättigerschicht als auch deren Abstand zu den beiden Aufnahmeschichten. Letzterer wurde unter
Beobachtung der Bildqualität kontinuierlich reduziert. Der minimale Abstand, der artefaktfreie
Bilder sicherstellte, betrug 9 mm. Für eine ausreichende Sättigung von einfließendem Blut war
6.2 Aufnahmestrategien
67
Sättigerschicht
Arterie Tischbewegung
Vene
Venöses
Set
Maskenbild
Abbildung 6.3: Akquisitionsschema der 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie.
eine Sättigerschichtdicke von mindestens 10 mm erforderlich. Diese Optimierungsschritte führten zu einem minimalen Abstand der Aufnahmeschichten von Δs = (9 + 10 + 9) mm = 28 mm,
gleichbedeutend mit der siebenfachen Dicke einer Aufnahmeschicht (Δz = 4 mm).
Die Sättigerschicht im Isozentrum unterdrückt das arterielle Blutsignal in der kaudalen Aufnahmeschicht (venöses Set) und das venöse Blutsignal in der kranialen Aufnahmeschicht (Maskenbilder). Durch die zweite, kraniale Sättigerschicht wird das Arteriensignal in den Maskenbildern gesättigt, die somit weder Arterien noch Venen darstellen. Damit besitzen Bilder des
venösen Sets und Maskenbilder der 1-Schritt Methode dieselben Kontrasteigenschaften wie die
entsprechenden Datensätze der 2-Schritt Methode und eine voxelweise Subtraktion führt ganz
analog zu einem Venogramm. Es muss hier allerdings beachtet werden, dass Bilder subtrahiert
werden, die derselben Position im Patientenkoordinatensystem zugeordnet werden können. Diese
werden durch die kontinuierliche Bewegung des Messobjekts in einem zeitlichen Abstand akquiriert, der der Aufnahmezeit von sieben Bildpaaren entspricht. Die ersten acht Maskenbilder und
die letzten acht Bilder des venösen Sets können nicht zum Venogramm beitragen, da hier das
räumlich zugehörige Gegenstück fehlt.
6.2.3 Implementierung einer Frequenznachführung
Zur Kompensation der Tischbewegung wurde für beide CMT-TOF-Techniken eine Frequenznachführung (Kap.5.2.2) implementiert. Diese gestaltet sich für die schichtweise Akquisition der
2-Schritt Methode einfach. Die Frequenz der ausgespielten HF-Pulse steigt von Anregung zu
Anregung einer jeden Schicht, d. h. für jede k-Raum-Zeile sukzessive nach Gl. 5.3 an. Ist die
Datenaufnahme einer Schicht beendet, wird die Frequenz der HF-Pulse wieder auf Null gesetzt
und von neuem hochgezählt, um die nächste Schicht zu verfolgen. Abbildung 6.4(a) illustriert die
sukzessive Abarbeitung der Schichten, die sich durch die Frequenznachführung für die 2-Schritt
Methode der CMT-TOF-Venographie im Patientenkoordinatensystem ergibt.
Für die 1-Schritt Methode ist eine Frequenznachführung durch die verschachtelte Aufnahme
komplexer. Jede k-Raum-Zeile wird erst für beide Schichten des Pakets akquiriert bevor zur
68
6 CMT-TOF-Venographie
2-Schritt Methode
1-Schritt Methode
Venöses Set
... 2 1
Maskenbild
... 5 4 3 2 1
... 10 9 ... 3 2 1
Schichtakquisition
Schichtakquisition
Tischbewegung
Tischbewegung
(a)
(b)
Abbildung 6.4: (a) Schichtweise Aufnahme im Patientenkoordinatensystem für die 2-Schritt Methode bei implementierter Frequenznachführung. (b) Verschachteltes Akquisitionsschema der 1-Schritt Methode. Bilder des
venösen Sets und Maskenbilder derselben Position im Patientenkoordinatensystem werden mit einem zeitlichen
Abstand aufgenommen, der der Akquisitionszeit von sieben Bildpaaren entspricht.
Aufnahme der nächsten Zeile übergegangen wird. Für die Frequenznachführung bedeutet dies,
dass die beiden Schichten im Wechsel verfolgt werden müssen. Für jeden zweiten Puls aber
folgt die Frequenz Gl. 5.3 mit z = ±14 mm. Die Tischgeschwindigkeit vT isch berechnet sich
unter Berücksichtigung der partial-Fourier und parallelen Bildgebung nach Gl. 5.1 mit NS =
2. Um eine lückenlose Abdeckung des F OV zu erzielen, darf in Gl. 5.1 allerdings nicht der
tatsächliche Abstand der beiden Aufnahmeschichten Δs = 28 mm eingehen, sondern Δs = 0 mm.
Im Patientenkoordinatensystem ergibt sich bei Frequenznachführung für die 1-Schritt Methode
der CMT-TOF-Venographie dann der in Abb. 6.4(b) illustrierte Ablauf für die schichtweise und
lückenlose Akquisition.
6.2.4 Experimenteller Aufbau
Sämtliche CMT-TOF-Messungen, die im Rahmen dieser Arbeit durchgeführt wurden, fanden an
einem klinischen 1, 5 T MR-Tomographen (Abb. 3.14) statt (Magnetom Avanto, Firma Siemens,
Medical Solutions, Erlangen). Die Gradientenspulen dieses Systems können Gradientenfelder mit
einer Stärke von maximal 45 mT/m erzeugen, die sich mit einer Anstiegsgeschwindigkeit von bis
zu 200 T/m/s aufbauen.
Zum Empfang des MR-Signals dienten in dieser Arbeit eine Body Matrix Spule auf dem
Becken mit 6 Elementen, eine PA Matrix Spule mit 16 Elementen und die im Patiententisch
integrierten Spulenelemente (Abb. 5.5(b)). Das verwendete System gestattete die Kombination
von 76 Spulenelementen mit maximal 18 Empfangskanälen, was für eine Vermessung der gesamten Peripherie nicht ausreichend war. Dynamisches Zu- und Abschalten der Spulenelemente
während der CMT-Messung ermöglichte aber dennoch die Abdeckung eines Bereichs mit beliebig
großem F OVz . Da dieser Prozess abhängig von der aktuell akquirierten Körperregion geschah,
konnte so gleichzeitig das SN R für das gesamte F OV gesteigert werden.
6.2 Aufnahmestrategien
69
6.2.5 Sequenzparameter
Die 2-Schritt Methode der CMT-TOF-Venographie benötigt für die zweifache Akquisition von
128 axialen Schichten der Dicke Δz = 4 mm mit einem minimal gewählten T R = 18, 1 ms
eine Gesamtaufnahmezeit von T A = 2 × 3 : 17 min = 6 : 34 min (F OVz = 51, 2 cm) unter
Nutzung der partial-Fourier (Kap. 3.6.1) und der parallelen Bildgebung (GRAPPA, Kap. 3.6.2).
Die Tischgeschwindigkeit vT isch berechnet sich nach Gl. 5.1 zu 3 mm/s. Tabelle 6.1 fasst alle
weiteren Sequenzparameter der 2-Schritt Methode zusammen.
TE
TR
Δz
Δs
NS
BW
RF (GRAPPA)
PFF
Bildmatrix
F OV
Voxelgröße
vT isch
α
2-Schritt Methode
1-Schritt Methode
3, 95 ms
18, 1 ms
4 mm
0 mm
1
180 Hz/Pixel
2
6/8
320 × 208
400 × 260 mm2
1, 3 × 1, 3 × 4 mm3
3 mm/s
45◦
3, 95 ms
25 ms
4 mm
28 mm
2
180 Hz/Pixel
2
6/8
320 × 181
400 × 260 mm2
1, 3 × 1, 4 × 4 mm3
2 mm/s
45◦
Tabelle 6.1: Sequenzparameter der 2-Schritt und 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie.
Die Sequenzparameter der 1-Schritt Methode (Tab. 6.1) gleichen in vielen Fällen denen der
2-Schritt Methode. Das wiederum minimal gewählte T R = 25 ms fällt allerdings für die 1-Schritt
Methode aufgrund des verschachtelten Akquisitionsschemas größer aus. T R umfasst nämlich in
Mehrschichtexperimenten wie diesem die Aufnahme einer k-Raum-Zeile für alle Schichten eines
Schichtpakets (hier NS = 2). Die Akquisition von 256 axialen Schichten der Dicke Δz = 4 mm
benötigt wieder unter Einsatz der partial-Fourier und parallelen Bildgebung T A = 4 : 34 min
und erzeugt einen Differenzdatensatz für ein F OVz von 48 cm. Die Tischgeschwindigkeit für eine
Messung mit der 1-Schritt Methode ergibt sich bei einer lückenlosen Abdeckung des F OV zu
vT isch = 2 mm/s.
Der in Tab. 6.1 aufgeführte Flipwinkel α = 45◦ für CMT-TOF-Messungen wurde den folgenden Überlegungen, Simulationen und Messungen zufolge gewählt: In TOF-Bildern kann der
Blut-Gewebe-Kontrast (F RE) nach Gl. 4.7 bei bekannten Parametern v, T R und T1 von Blut
durch einen bestimmten Flipwinkel α maximiert werden. Da CMT-TOF-Venogramme aber auf
Differenzdaten mit unterdrücktem Hintergrundsignal basieren, beschränkt sich die Optimierung
auf die Suche nach einem Flipwinkel, der das venöse TOF-Blutsignal maximiert.
Für mittlere Flussgeschwindigkeiten von etwa 10 cm/s in großen Venen (Kap. 5.1.3) und den
Sequenzparametern der 2-Schritt Methode Δz = 4 mm und T R = 18, 1 ms (Tab. 6.1) erfahren
venöse Blutspins beim Passieren der Aufnahmeschicht etwa zwei Pulse nach Gl. 4.6 und das
Blutsignal hat noch nicht den steady-state erreicht. Um einen geeigneten Flipwinkelbereich für
die CMT-TOF-Messungen zu evaluieren, wurde das Blutsignal mittels Gl. 3.21 für n = 1, 2, 3
erfahrene HF-Pulse (entsprechend Flussgeschwindigkeiten von 7, 10 und 20 cm/s), die Sequenzparameter der 2-Schritt Methode (Tab. 6.1) und T1 = 1200 ms für Blut als Funktion von α
70
6 CMT-TOF-Venographie
simuliert.
Der optimale Flipwinkelbereich, der aus der Simulation folgte, wurde anschließend mit in vivo
Ergebnissen verglichen. In einem ersten CMT-Durchlauf der 2-Schritt Methode wurde hierfür
ein Satz von zehn Bilder des venösen Sets wiederholt aufgenommen während der Flipwinkel in
5◦ -Schritten erhöht wurde (α =5◦ , 10◦ ,...,90◦ ). Das Signal der V. femoralis wurde für jeden Flipwinkel in einer repräsentativen Schicht innerhalb einer ROI kalkuliert und in Abhängigkeit des
Flipwinkels graphisch dargestellt. Simulations- und Messergebnisse verwiesen auf einen ähnlichen optimalen Flipwinkelbereich, aus dem auch der Flipwinkel für alle durchgeführten venösen
CMT-TOF-Messungen gewählt wurde (siehe Kap. 6.4.1).
Die beschriebene Flipwinkeloptimierung wurde zwar anhand der Sequenzparameter der 2Schritt Methode vollzogen, steckt aber lediglich einen optimalen Messbereich ab. Da das T R
beider CMT-TOF-Methoden in einer ähnlichen Größenordnung liegt, wurde der Flipwinkel,
der aus diesem Optimierungsschritt resultierte, folglich auch für Messungen mit der 1-Schritt
Methode verwendet.
6.3 Quantitative und qualitative Auswertung
Venogramme, die auf Basis von 2- und 1-Schritt Daten erstellt werden konnten, wurden sowohl
quantitativ als auch qualitativ in Probanden- und Patientenmessungen begutachtet. Dabei fand
zum einen ein Vergleich der beiden CMT-TOF-Methoden untereinander als auch ein Vergleich
zu stationären Standardmessungen mit TOF-Kontrast statt.
6.3.1 Probandenstudie
Für zehn gesunde Probanden wurde der Bereich zwischen proximalem Oberschenkel und distalem Unterschenkel mittels 2- und 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie vermessen.
Die in Tab. 6.1 aufgelisteten Sequenzparameter fanden hierbei bis auf zwei Ausnahmen Verwendung: T R und Bildauflösung wurden für beide Methoden auf 25 ms bzw. 1, 3 × 1, 4 × 4 mm3
(Bildmatrix 320 × 181, F OV = 400 × 260 mm2 ) gesetzt, um einen rechtmäßigen quantitativen
Vergleich zuzulassen. Aus demselben Grund wurden für jeden Probanden die Empfangsspulen
möglichst identisch gelagert und dieselben Elemente der PA Matrix, der Body Matrix und der
Spule im Patientisch zum Signalempfang verwendet. Ein dynamisches Zu- und Abschalten der
Spulenelemente wurde dabei unterbunden, um eine ähnliche Konfiguration für alle Probanden
zu gewährleisten.
Subtraktion von Bildern des venösen Sets und Maskenbildern derselben Schichtposition im
Patientenkoordinatensystem z erfolgte für beide Methoden über ein programmiertes MatlabSkript (MATLAB, The MathWorks Inc., USA). Dieses liest zuvor die MR-Bilder im DicomFormat ein und generiert durch MIP-Prozessierung des Differenzdatensatzes ein Venogramm,
das sich im Fall der 2-Schritt Methode aus 128 und im Fall der 1-Schritt Methode aus 120
axialen 2D Schichten zusammensetzte.
Qualitative Beurteilung Zwei Radiologen beurteilten die diagnostische Qualität der Differenzdatensätze beider CMT-TOF-Methoden ohne das Ergebnis des jeweils anderen Gutachters und
die zugrunde liegende Methode der vorliegenden Aufnahme zu kennen. Verschiedene Abschnitte des venösen Gefäßsystems wurden anhand einer 4-Punkt-Skala wie folgt bewertet: 0: nicht
sichtbar, 1: teilweise sichtbar oder von größeren Artefakten betroffen, 2: größtenteils sichtbar
6.3 Quantitative und qualitative Auswertung
71
oder von kleineren Artefakten betroffen, 3: vollständig und artefaktfrei sichtbar. Die beiden
CMT-TOF-Methoden wurden den Radiologen in willkürlicher Reihenfolge präsentiert.
Jeder Gutachter ordnete die sichtbaren Gefäße beider Beine den zwei Gruppen der proximalen
Venen (V. saphena magna, V. femoralis, V. poplitea) und distalen Venen (V. tibialis anterior,
V. tibialis posterior, V. fibularis) zu. Die Bewertungen, die die beiden CMT-TOF-Methoden für
die zwei Gefäßgruppen erzielen konnten, wurden einander gegenübergestellt. Desweiteren fand
ein Vergleich der Bewertungen beider Gutachter für einzelne Gefäße statt. Die Gefäße der distalen Gruppe wurden abschließend noch untereinander für jede CMT-TOF-Methode verglichen
(Signifikanzniveau nach Holm-Bonferroni). Venen beider Beine gingen unabhängig voneinander
in alle Analysen ein und statistische Vergleiche erfolgten in allen Fällen mit einem WilcoxonVorzeichen-Rang-Test.
Quantitative Beurteilung Für einen quantitativen Vergleich der beiden CMT-TOF-Methoden
wurde das SN R und das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (contrast to noise ratio, CN R) zwischen
Vene und Muskel (CN RM uskel ) und zwischen Vene und Fett (CN RF ett ) in Differenzdatensätzen
ermittelt. Zusätzlich wurden SN R und CN RM uskel in Bildern des venösen Sets der beiden
CMT-TOF-Methoden ausgewertet und Ergebnisse mit stationären TOF-Aufnahmen verglichen,
die mit gleichen Sequenzparametern und arterieller Sättigung für alle Probanden zusätzlich
akquiriert wurden.
Für SN R-Berechnungen wurden Signalmittelwerte in Bildbereichen (region of interest, ROI),
die die wesentlichen Gefäße der unteren Extremitäten erfassten, durch die Standardabweichung
der Signalwerte einer Region im Bildhintergrund dividiert (siehe Kap. 3.4.5). CN R-Werte berechneten sich aus der Differenz der ROI-Mittelwerte im Gefäß und im Muskel- bzw. Fett ebenfalls dividiert durch die ROI-Standardabweichung im Bildhintergrund. Die ROI-Analyse im Gefäß fand dabei in drei ausgewählten Schichten auf Höhe des mittleren Oberschenkels, des Knies
und des mittleren Unterschenkels statt (Abb. 6.5) und umfasste die V. femoralis (Schicht 1), die
V. poplitea (Schicht 2) und je einen Zweig der gepaarten V. tibialis anterior und posterior sowie
V. fibularis (Schicht 3).
Schicht 1
Schicht 1
Schicht 2
Schicht 2
Schicht 3
Schicht 3
Schicht 1
Schicht 2
Schicht 3
Abbildung 6.5: In die ROI-Analyse wurden alle Venen, die in drei axialen Schichten (Schicht 1: mittlerer
Oberschenkel, Schicht 2: Knie, Schicht 3: mittlerer Unterschenkel) sichtbar waren, eingebunden (links). Zusätzlich
sind hier exemplarische 1-Schritt Bilder des venösen Sets (Mitte) und des Differenzdatensates (rechts) abgebildet.
72
6 CMT-TOF-Venographie
Die V. saphena magna wurde in allen drei Schichten ausgewertet. ROIs wurden in allen Datensätzen identisch platziert. Ein gepaarter t-Test konnte belegen, ob Unterschiede bzgl. SN R,
CN RM uskel und CN RF ett statistisch signifikant waren (indiziert durch p-Werte<0,05).
6.3.2 Patientenstudie
Das diagnostische Potential der 1-Schritt-Methode für die CMT-TOF-Venographie wurde im
Rahmen einer kleinen Studie getestet, in die drei Patienten (Patient 1-3) mit postthrombotischen Veränderungen und varikösen Venen eingebunden waren. In einem Fall (Patient 1) fand
eine zusätzliche Untersuchung mit der 2-Schritt Methode statt. Klinisch relevante Diagnosen,
die aus vorausgegangenen US-Untersuchungen bekannt waren, sind für diese Patienten in Tabelle 6.2 zusammengefasst. CMT-TOF-Befunde wurden mit denen der US-Untersuchung verglichen,
die an der Uniklinik Freiburg den aktuellen klinischen Standard zur Venendiagnostik darstellt.
Abschließend klassifizierten zwei Radiologen die Varizen der V. saphena magna anhand der
CMT-TOF-Venogramme und unabhängig von der US-Beurteilung.
Patient 1
männlich, 62 Jahre
Ultraschall-Befund
Tiefes Venensystem:
- postthrombotisches Syndrom, beidseits
- atemabhängiger Fluss, beidseits
- postthrombotische Residuen unterhalb der distalen V. poplitea, rechts
- postthrombotische Residuen unterhalb des Beckens, links
Oberflächliches Venensystem:
- inkompl. Varikose der V. saphena magna, rechts
- Varikose der V. saphena magna, links
- Varikose der hinteren Bogenvene, beidseits
Patient 2
weiblich, 60 Jahre
- Venöser Reflux in der V. saphena parva, rechts
Patient 3
weiblich, 58 Jahre
- Varikose der V. saphena magna, links
Tabelle 6.2: Ultraschall-Befunde der drei Patienten, die in die Venographie-Studie eingebunden wurden.
6.4 Ergebnisse
73
6.4 Ergebnisse
6.4.1 Flipwinkeloptimierung
Die in vivo Messung des Venensignals für verschiedene Flipwinkel (Abb. 6.6(b)) lieferte eine
Signalverteilung mit einem Plateau zwischen α=35◦ und α=60◦ . Dieser gemessene Signalverlauf
wird am besten durch die Signalsimulation für n = 2 beschrieben (Abb. 6.6(a)), d.h. für den
Fall, dass die venösen Blutspins zwei HF-Pulse verspüren während sie das Aufnahmevolumen
passieren. Dieses Resultat bestätigt zum einen die angenommenen Flussverhältnisse in der ausgewerteten V. femoralis (n = 2 enstpricht v = 10 cm/s für große Venen, Kap. 5.1.3) und suggeriert
einen geeigneten Flipwinkelbereich für die Sequenzparameter der CMT-TOF-Venographie. Demzufolge wurde in dieser Arbeit ein Flipwinkel von α=45◦ für alle in vivo CMT-TOF-Messungen
verwendet.
n=1
n=2
n=3
Signal [a.u.]
0.8
0.6
0.4
0.2
0
20
40
60
80
Flipwinkel α [°]
100
800
Signal [a. u.]
1
600
400
200
0
(a)
20
40
60
80
Flipwinkel [°]
100
(b)
Abbildung 6.6: Simulation (a) bzw. in vivo Messung (b) des venösen Blutsignals in Abhängigkeit vom Flipwinkel.
6.4.2 Ergebnisse der Probandenstudie
Koronare MIP-Rekonstruktionen der Differenzdatensätze eines gesunden Probanden demonstrieren die Fähigkeit der 2- und der 1-Schritt Methode, die wesentlichen Gefäße und Gefäßverzweigungen des oberflächlichen und tiefen peripheren Venensystems zu erfassen (Abb. 6.7).
2-Schritt Methode
(a)
1-Schritt Methode
(b)
Abbildung 6.7: Koronare MIP-Rekonstruktionen von CMT-TOF-Venographie Daten, die mit der (a) 2-Schritt
Methode (T R = 18, 1 ms, T A = 6 : 34 min) bzw. (b) 1-Schritt Methode (T R = 25 ms, T A = 4 : 34 min) akquiriert
wurden.
74
6 CMT-TOF-Venographie
2-Schritt Methode
1-Schritt Methode
tiefe
Venen
V. saphena
magna
(a)
(b)
(c)
Abbildung 6.8: Koronare MIP-Rekonstruktionen von (a) 2-Schritt und (b) 1-Schritt Differenzdaten des distalen Unterschenkels. Die CMT-TOF-Venographie kann die drei Paare der tiefen Unterschenkelvenen und die
oberflächliche V. saphena magna bis zum Knöchel erfassen (orangene Pfeile). Im 1-Schritt Venogramm sind feinere Gefäßstrukturen sichtbar (blaue Pfeile), die das 2-Schritt Venogramm nicht abbildet. (c) Koronare MIPRekonstruktion von 2-Schritt Differenzdaten der gesamten Peripherie. Die Darstellung sehr großer Bereiche wird
durch dynamisches Zu- und Abschalten von Empfangsspulenelementen möglich.
Für die in Abb. 6.7 dargestellten Messungen wurden die Sequenzparameter aus Tab. 6.1
verwendet und damit das kleinst mögliche T R für beide CMT-TOF-Methoden. Somit ergaben
sich Aufnahmezeiten von T A = 2 × 3 : 17 min = 6 : 34 min und T A = 4 : 34 min für die 2bzw. 1-Schritt Methode bei Tischgeschwindigkeiten von vT isch = 3 mm/s bzw. vT isch = 2 mm/s.
In Differenzbildern beider Methoden ist das Signal von stationärem Gewebe gut unterdrückt,
einschließlich dem subkutanen Fettsignal.
Um das diagnostische Potential der CMT-TOF-Methoden besser einschätzen zu können, wurde für zwei Studienprobanden eine zusätzliche Region untersucht, die im Fall des distalen Unterschenkels außerhalb des Studienvolumens lag bzw. im Fall der gesamten Peripherie dieses bei
weitem übertraf.
Abbildung 6.8(a) und Abb. 6.8(b) zeigen zugehörige 2- und 1-Schritt CMT-TOF-Venogramme
des Unterschenkels. Diese können detaillierter belegen, dass die CMT-TOF-Venographie alle drei
Paare der tiefen Unterschenkelvenen und die V. saphena magna bis zum Knöchel abbilden kann.
Im 2-Schritt Venogramm ist das statische Hintergrundgewebe insbesondere am Körperrand besser unterdrückt, allerdings sind hier feinere Strukturen, die im 1-Schritt-Venogramm auftreten, nicht erkennbar. Durch dynamisches Zu- und Abschalten von Empfangsspulenelementen
(Abb. 6.8(c)) konnte ein beliebig in z-Richtung ausgedehntes F OV abgedeckt werden, das sich
in diesem Fall von der Aortenbifurkation bis zum Knöchel erstreckt.
Qualitative Beurteilung Die Ergebnisse der qualitativen Analyse der 2- und 1-Schritt CMTTOF-Venogramme sind für die beiden Gruppen der proximalen und distalen Venen Tab. 6.3 zu
entnehmen.
Für die distalen Venen fallen die Bewertungen beider Gutachter signifikant besser für die
1-Schritt Methode aus. Im Fall der proximalen Venen ist der Unterschied zwischen 2- und 1Schritt Methode nur für den zweiten Gutachter signifikant zu Gunsten der 1-Schritt Methode.
Die Punkte-Verteilung dieser Bewertung wird durch Abb. 6.9 genauer illustriert.
6.4 Ergebnisse
75
2-Schritt Methode
1-Schritt Methode
proximale Venen
- Gutachter 1
2,6±0,8
2,7±0,7
- Gutachter 2
2,4±0,8
2,8±0,6*
distale Venen
- Gutachter 1
1,7±1,0
1,9±0,9*
- Gutachter 2
1,5±0,9
2,2±0,9*
Tabelle 6.3: Bewertungen der Bildqualität der 2- und 1-Schritt Venogramme gesunder Probanden (Skala 0-3).
(*) markiert signifikant bessere Ergebnisse zu Gunsten der 1-Schritt Methode.
Frequency
Häufigkeit
Score
Note
(*)
100
0
1
2
3
80
(**)
60
40
20
0
proximal veins
proximal veins
distal veins
distal veins
proximale
Venen proximale
Venentwo-step
distalemethod
Venen one-step
distale Venen
two-step method
one-step method
method
2-Schritt
1-Schritt
2-Schritt
1-Schritt
Abbildung 6.9: Punkte-Verteilung der Bewertung von 2- und 1-Schritt Venogrammen gesunder Probanden. (**)
und (*) kennzeichnen Gefäßgruppen mit signifikant besseren Ergebnissen für die 1-Schritt Methode für beide bzw.
nur für einen der beiden Gutachter.
Im Vergleich der einzelnen Gefäße wurden die drei distalen Venen (V. tibialis anterior, V.
tibialis posterior, V. fibularis) in 1-Schritt Venogrammen wiederum signifikant besser bewertet.
Wurden die drei Unterschenkelvenen untereinander verglichen, so konnten die V. tibialis anterior
und die V. fibularis für die 1-Schritt Methode signifikant bessere Bewertungen gegenüber der
V. tibialis posterior erzielen, trotz der besseren Bildqualität aller drei Gefäße im Vergleich zur
2-Schritt Methode. Ein gewichtetes κ von 0,71 (Standardabweichung 0,037) zeigt insgesamt eine
gute Übereinstimmung der Bewertungen der beiden Gutachter.
Quantitative Beurteilung Tabelle 6.4 fasst SN R-, CN RM uskel - und CN RF ett-Werte zusammen, die in den Differenzdatensätzen beider CMT-TOF-Methoden ausgewertet wurden.
Vene
SN R
2-Schritt
SN R
1-Schritt
CN RM uskel
2-Schritt
CN RM uskel
1-Schritt
CN RF ett
2-Schritt
V. femoralis
104,8
102,3
99,7
98,5
V. saphena magna, Schicht 1
187,9
160,2
182,4
156,4
V. poplitea
133,5
117,8
125,0
112,4
V. saphena magna, Schicht 2
202,4
200,1
193,6
194,7
V. saphena magna, Schicht 3
178,0
148,4
173,0
143,3
V. tibialis anterior
76,8
66,1
72,5
60,9
V. fibularis
57,0
58,4
52,2
53,3
V. tibialis posterior
61,4
57,2
56,6
52,1
Tabelle 6.4: Vergleich der Mittelwerte von SN R, CN RM uskel und CN RF ett , die in den
renzdaten der zehn Studienprobanden evaluiert wurden.
CN RF ett
1-Schritt
94,1
92,1
174,9
151,5
115,6
110,2
183,6
192,5
166,9
138,1
65,2
56,2
46,8
48,9
94,1
92,1
2- und 1-Schritt Diffe-
76
6 CMT-TOF-Venographie
Statistische Analyse der Daten deckte keine signifikanten Unterschiede zwischen 2- und 1Schritt Methode bzgl. SN R, CN RM uskel und CN RF ett auf (p > 0, 05). Ähnliche Werte für
CN RM uskel und CN RF ett in den Differenzdaten sprechen für eine exzellente Fettunterdrückung
durch Bildsubtraktion für beide Methoden.
350
Mehrstationen
venöses Set, 2-Schritt Methode
venöses Set, 1-Schritt Methode
300
SNR [a.u.]
250
200
150
100
50
0
femoralis saph.magna poplitea saph.magna saph.magna tib.ant.
Schicht 2
Schicht 3
Schicht 1
fibularis tib.post.
Abbildung 6.10: Ergebnisse der SN R-ROI-Analyse in Venen des Ober- und Unterschenkels. Angegeben werden
Mittelwerte und Standardabweichungen für die stationäre TOF-Messung und die Bilder des venösen Sets der
beiden CMT-TOF-Methoden.
300
Mehrstationen
venöses Set, 2-Schritt Methode
venöses Set, 1-Schritt Methode
CNR Muskel [a.u.]
250
200
150
100
50
0
femoralis saph.magna poplitea saph.magna saph.magna tib.ant. fibularis
Schicht 2
Schicht 3
Schicht 1
tib.post.
Abbildung 6.11: Ergebnisse der CN RM uskel -ROI-Analyse in Venen des Ober- und Unterschenkels.
Im Vergleich der Bilder des venösen Sets beider CMT-TOF-Methoden und einer stationären
TOF-Aufnahme mit arterieller Sättigung konnte für die meisten Venen ebenfalls kein statistisch
signifikanter Unterschied bzgl. SN R und CN RM uskel festgestellt werden (p > 0.05). Dieser
Vergleich ist in Abb. 6.10 und Abb. 6.11 illustriert, die mittlere SN R- und CN RM uskel -Werte für
alle untersuchten Beinvenen zeigen. Nur der SN R-Wert der V. saphena magna (Schicht 1) bzw.
6.4 Ergebnisse
77
der CN RM uskel -Wert der V. poplitea zeigten signifikant bessere Ergebnisse für die stationäre
TOF-Messung im Vergleich zur 2-Schritt bzw. 1-Schritt Methode (p < 0.05).
6.4.3 Ergebnisse der Patientenstudie
Die 1-Schritt Methode der CMT-TOF-Venographie ermöglichte eine Beurteilung des tiefen und
oberflächlichen Venensystems der untersuchten Patienten bei einer Aufnahmezeit von T A = 4 :
34 min.
B
A
C
D
koronar
sagittal, links
D
sagittal, rechts
Abbildung 6.12: Koronare und sagittale MIP-Rekonstruktionen der 1-Schritt Differenzdaten von Patient 1. Die
beschrifteten Pfeile verweisen auf pathologische Befunde im tiefen und oberflächlichen Venensystem: (A) Geringer
Blutfluss in der rechten distalen V. poplitea reduziert deutlich den TOF-Kontrast und wird durch postthrombotische Residuen verursacht. (B) Die koronare Ansicht belegt zudem die inkomplette Stammvarikose der rechten V.
saphena magna vom Perforanstyp mit einer dilatierten Perforansvene und dem proximalen Insuffizienzpunkt im
distalen Oberschenkel. (C) Auf der linken Seite des Patienten reicht die Aufweitung der V. saphena magna vom
proximalen Oberschenkel bis hinab zum Fuß. (D) In den sagittalen MIP-Rekonstruktionen wird eine Aufweitung
der hinteren Bogenvenen auf beiden Seiten deutlich sichtbar.
Die koronare MIP-Rekonstruktion der Differenzdaten von Patient 1 (Abb. 6.12, links) bildet
nur rechts den proximalen Teil des tiefen Venensystems ab. Da es sich bei der TOF-MRA um eine
flussabhängige Technik handelt, sind die Ursachen dieser Beobachtung in unzureichendem oder
fehlendem Blutfluss in den nicht dargestellten Gefäßbereichen zu suchen. Damit stimmen CMTTOF-Beobachtungen mit den Ergebnissen der US-Untersuchung überein, die im gesamten linken
Bein und im rechten Bein unterhalb der distalen V. poplitea postthrombotische Residuen und
damit eingeschränkten Fluss diagnostiziert hatte. Signalvariationen in der rechten proximalen
V. femoralis (koronare Ansicht) zeugen von einem zeitlich schwankendem Blutfluss in diesem
Teil des tiefen Venensystems und korrelieren damit ebenfalls mit dem US-Befund, der hier den
Blutfluss als atemabhängig charakterisiert hatte.
Im oberflächlichen Venensystem von Patient 1 detektiert die CMT-TOF-Venographie eine
Erweiterung der V. saphena magna beidseits mit einem höheren Schweregrad auf der linken
Seite. Beide Radiologen klassifizierten die Varikose links als Grad IV nach Hach [105] ähnlich
wie der US, demzufolge die Varikose als Grad III-IV einstuft wurde (Tab. 6.5).
Die Gefäßerweiterung der rechten V. saphena magna reicht in der koronaren MIP-Rekonstruktion vom proximalen Oberschenkel bis zum Fuß aufgrund einer Klappeninsuffizienz an der
78
6 CMT-TOF-Venographie
Patient 1
Ultraschall-Befund
Grad der Varikose: Ultraschall
Grad der Varikose: CMT-TOF
inkompl. Varikose
der V. saphena magna, rechts
dist. Oberschenkel bis Knöchel
dist. Oberschenkel bis Knöchel
Grad III-IV
Grad IV
Varikose der
V. saphena magna, links
Patient 3
Varikose der
Grad II
Grad IV
V. saphena magna, links
Tabelle 6.5: Hach-Klassifizierung der Stammvarikose der untersuchten Patienten basierend auf der US- und der
CMT-TOF-Untersuchung.
sapheno-femoralen Einmündung (Tab. 6.5). Im Vergleich zum US-Befund erlaubt die CMT-TOFVenographie in diesem Fall noch die Klassifizierung dieser inkompletten Form der Stammvarikose
als Perforanstyp (Kap. 5.1.2). Durch die starke Gefäßaufweitung und den erhöhten Blutfluss in
einer typischerweise sehr dünnen Perforansvene wird diese im CMT-TOF-Venogramm sichtbar.
Desweiteren detektiert die CMT-TOF-Venographie die Aufweitung der hinteren Bogenvene auf
beiden Seiten, was insbesondere in sagittalen MIP-Prozessierungen in Abb. 6.12 deutlich wird.
Abbildung 6.13 zeigt die 1-Schritt Venogramme für Patient 2 und 3. Im Fall von Patient 2 wurde die MIP auf Basis einer benutzerdefinierten ROI prozessiert. Es sind variköse Veränderungen
zu erkennen, die sich in einem kurvigen Verlauf der insuffizienten V. saphena parva äußern und
damit in Übereinstimmung mit dem US-Befund sind (Tab. 6.2). Seitenvergleich des Gefäßdurchmessers in der koronaren MIP-Rekonstruktion von Patient 3 zeigt pathologische Veränderungen
der linken V. saphena magna auf und wird somit durch den US-Befund gestützt. Die Gefäßaufweitung reicht dabei bis zum Fuß und weist damit auf eine Varikose höheren Grades (Grad IV)
hin als dies durch die US-Befundung zu erwarten war (Grad II, Tab. 6.2). Die US-Untersuchung
von Patient 3 fand allerdings auch drei Monate vor der CMT-TOF-Bildgebung statt.
Patient 2
Patient 3
(a)
(b)
Abbildung 6.13: MIP-Rekonstruktionen der 1-Schritt Differenzdaten von (a) Patient 2 und (b) Patient 3.
CMT-TOF-Befunde sind durch Pfeile gekennzeichnet. Nicht-physiologische Flussbedingungen im verbliebenen
oberflächlichen Venensystem von Patient 2 resultieren in einem gewundenen Gefäßverlauf der rechten V. saphena
parva. Seitenvergleich des Gefäßdurchmessers der V. saphena magna belegt für Patient 3 eine Aufweitung auf der
linken Seite, die bis zum Knöchel reicht (Grad IV nach Hach).
Patient 1 wurde zusätzlich mit der 2-Schritt Methode untersucht. Die Venogramme der Region,
6.4 Ergebnisse
79
für die Daten beider CMT-TOF-Methoden vorlagen, sind in Abb. 6.14 dargestellt. Es zeigt sich
deutlich, dass sich der Patient zwischen den beiden Durchläufen der 2-Schritt Untersuchung
bewegt hat. Knochenstrukturen werden in der MIP-Rekonstruktion des Differenzdatensatzes
sichtbar und kleine Gefäßabschnitte gehen in der Darstellung verloren. Der leichte räumliche
Versatz der Bilder des venösen Sets und der Maskenbilder resultiert zudem in einer deutlichen
Erhöhung des Hintergrundsignals im Venogramm der 2-Schritt Methode.
2-Schritt Methode
1-Schritt Methode
(a)
(b)
Abbildung 6.14: Vergleich der (a) 2-Schritt und (b) 1-Schritt Methode für Patient 1. Durch die Bewegung
des Patienten während der zwei CMT-Durchläufe der 2-Schritt Methode ist das Hintergrundsignal in der MIPRekonstruktion des Differenzdatensatzes deutlich erhöht. Knochenstrukturen werden sichtbar (orangene Pfeile)
und dünne Gefäße gehen im Vergleich zur 1-Schritt Methode verloren (blaue Pfeile).
81
7 CMT-TOF-Arteriographie
Wie die TOF-Venographie wurde in dieser Arbeit auch die TOF-Arteriographie mit einer CMTAufnahme kombiniert und in Probanden- und Patientenmessungen umfangreich getestet.
7.1 Signalauslöschungen in arteriellen TOF-Aufnahmen
Anfängliche Versuche, die 2- oder die optimierte 1-Schritt Methode der CMT-TOF-Venographie
(Kap. 6) ohne Änderungen auf die Arteriendarstellung zu übertragen, schlugen fehl. Abbildung 7.1 zeigt koronare MIP-Ausschnitte von Differenzdatensätzen, die durch eine 2-Schritt Aufnahme (Kap. 6.2.2) mit venöser statt arterieller Sättigung im ersten der beiden CMT-Durchläufe
entstanden. Die Messung wurde so gestaltet, dass an jeder Schichtposition drei Bilder aufeinanderfolgend akquiriert wurden (d.h. Drittelung von vT isch ). Es sind wiederholt starke Signalauslöschungen für die abgebildete Arterie zu erkennen, die sich aber für jeden Datensatz an unterschiedlichen Schichtpositionen wiederfinden. Liegt folglich analog zur CMT-TOF-Venographie
Aufnahme 1
Aufnahme 2
Aufnahme 3
Abbildung 7.1: Signalauslöschungen (Pfeile) in arteriellen 2-Schritt Differenzdatensätzen. Die Messung wurde
so gestaltet, dass an jeder Schichtposition drei Bilder (Aufnahme 1-3) aufeinanderfolgend akquiriert wurden.
Dargestellt sind Oberschenkel-Ausschnitte der drei zugehörigen koronaren MIP-Rekonstruktionen, von denen eine
exemplarisch rechts abgebildet ist.
nur ein Differenzdatensatz für die Messregion vor, kann auf Basis der gewählten Sequenzparameter und dem TOF-Kontrast keine artefaktfreie Arteriendarstellung erzielt werden. Eine
geschickte Kombination aller drei Differenzdatensätze aus Abb. 7.1 könnte Signalauslöschungen
dagegen kompensieren. Dieser Gedankengang zeigt, dass für eine CMT-TOF-Arteriographie eine größere Datenmenge für jede Schichtposition des Messbereichs erforderlich ist als im Fall der
Venographie.
Die Ursache der beobachteten Signalvariationen in Schichtrichtung ist in den Blutflussbedingungen zu suchen, die in den Arterien der Peripherie vorherrschen und sich deutlich von denen
in den peripheren Venen unterscheiden. Abbildung 7.2 zeigt Geschwindigkeitsprofile der Hauptarterien der Becken-Bein-Region, die sich aus einer PC-MRA Untersuchung (Kap. 4.4.2) eines
82
7 CMT-TOF-Arteriographie
gesunden Probanden an einem 3 T MR-Tomographen (Magnetom Trio, Firma Siemens, Medical Solutions, Erlangen) und anschließender ROI-Analyse ergaben. Wie erwartet handelt es sich
bei allen untersuchten Arterien um triphasische Flussprofile (Kap. 5.1.3), die sich in den systolischen Maximalgeschwindigkeiten unterscheiden (A. femoralis: 40 cm/s, A. tibialis anterior:
7 cm/s). Blutflussgeschwindigkeiten variieren damit für alle peripheren Arterien deutlich über
die Zeit. Der Zeitpunkt der Aufnahme des Bildes bzw. des zentralen k-Raums im EKG-Zyklus
bestimmt für solch pulsatilen Blutfluss damit die Stärke des Bluteinstromes in die angeregte
Aufnahmeschicht und bei einer flussabhängigen Technik wie der TOF-MRA die Intensität des
Arteriensignals.
40
A. femoralis
A. poplitea
A. tibialis posterior
A. fibularis
A. tibialis anterior
30
v [cm/s]
20
10
0
-10
-20
0
200
400
600
800
1000
t [ms]
Abbildung 7.2: Gemessene triphasische Geschwindigkeitsprofile in den Hauptarterien der Becken-Bein-Region.
Dieser Zusammenhang zwischen Aufnahmezeitpunkt und TOF-Arteriensignal wurde durch eine Einzelschicht-CMT-Messung zwischen proximalem Oberschenkel und Knie weiter überprüft,
für die synchron das EKG aufgezeichnet wurde. Für jede akquirierte Schicht lag dann diejenige
Zeit vor, die zwischen der letzten registrierten R-Zacke im EKG und dem Aufnahmebeginn einer
Schicht verstrichen war (Triggerzeit). Um den EKG-Zyklus in diesem Experiment mit ausreichend hoher zeitlicher Auflösung abzutasten, wurde die räumliche Auflösung der CMT-Bilder
minimal gewählt und auf eine Sättigung des venösen Blutsignals verzichtet. Abbildung 7.3(a)
zeigt Signalmittelwerte, die einer ROI-Analyse in der Hauptarterie jeder Schicht (A. femoralis
und A. poplitea) enstammen zusammen mit der zugehörigen Triggerzeit. Es bestätigt sich die
Annahme, dass Arteriensignal und Aufnahmezeitpunkt im EKG-Zyklus korrelieren.
Das Zeitfenster im EKG-Zyklus, das besonders hohes TOF-Arteriensignal garantiert, wurde
nach zweifacher Wiederholung der beschriebenen Messreihe näher ermittelt. Lokale Signalminima und -maxima wurden in allen drei Messreihen manuell bestimmt und in Abhängigkeit der
zugehörigen Triggerzeit dargestellt (Abb. 7.3(b)). Signalmaxima treten in einem wohl definierten
Zeitintervall etwa 200 − 500 ms nach der R-Zacke im EKG auf und damit wie erwartet innerhalb
der Systole.
7.2 Aufnahmestrategien
83
15
1000
800
800
600
600
400
400
200
200
0
0
10
20
30
40
50
Schichtposition z
0
60
Triggerzeit [ms]
Signal [a.u.]
1000
Signal
Triggerzeit
10
5
0
0
200
400
600
Triggerzeit[ms]
(a)
800
1000
(b)
Abbildung 7.3: (a) Arteriensignal ausgewertet in aufeinanderfolgend aufgenommenen Schichten eines räumlich niedrig aufgelösten CMT-TOF-Experiments. Die Signalintensität korreliert mit dem Aufnahmezeitpunkt der
Schicht im EKG-Zyklus (Triggerzeit). (b) Eine Analyse von lokalen Signalmaxima- und -minima definiert das
Zeitfenster innerhalb eines EKG-Zyklus, für das ein besonders hohes Arteriensignal zu erwarten ist (200 − 500 ms
nach der R-Zacke in der Systole).
7.2 Aufnahmestrategien
7.2.1 Überabtasten des k-Raum-Zentrums und view-sharing
Erste Überlegungen in Zusammenhang mit Abb. 7.1 haben gezeigt, dass Signalvariationen durch
pulsatilen Blutfluss retrospektiv vermieden werden können, sollte das zugrundeliegende Aufnahmeschema für jede Schichtposition mehrere Arterienbilder pro EKG-Zyklus zur Verfügung
stellen. Werden die Bilder einer solchen Serie in einem hinreichend kleinen zeitlichen Abstand
akquiriert, sollte zumindest ein arterielles Bild ein hohes Gefäßsignal aufweisen. Um die Messzeit möglichst kurz zu gestalten, wurde zur Umsetzung dieser Idee allerdings nicht das gesamte
2D Bild mehrfach akquiriert wie noch für Abb. 7.1, sondern nur die Aufnahme des zentralen
k-Raums wiederholt (nZentrum-mal). Genauer handelt es sich hierbei um die Referenzzeilen, die
für die parallele Bildgebung (GRAPPA) lückenlos aufgenommen werden (Kap. 3.6.2).
Basierend auf einem view-sharing-(VS-)Prinzip [132] wie es typischerweise für die zeitlich hochaufgelöste Herzbildgebung Verwendung findet, wird für jede Schichtposition z das nur einmal
akquirierte k-Raum-Äußere von allen nZentrum + 1 k-Raum-Zentren geteilt (Abb. 7.4). Die so
kombinierten k-Räume werden zu nZentrum + 1 Bildern rekonstruiert, die alle durch unterschiedliche arterielle Signalverstärkung gekennzeichnet sind. Der Einfluss von ungesättigten Blutspins
zum Zeitpunkt der Aufnahme eines jeden k-Raum-Zentrums bestimmt das Arteriensignal im
Bild.
7.2.2 Verfahren für die Kompensation von Flussartefakten
Der pulsatile arterielle Fluss verursacht in TOF-Aufnahmen nicht nur Signalauslöschungen, sondern auch Artefakte in Phasenkodier-Richtung. Zur Unterdrückung dieser Gefäßgeister wurden
in dieser Arbeit zwei verschiedene Verfahren erprobt, die in Kap. 3.4.3 bereits vorgestellt wurden: eine Flusskompensation mit einem GMN erster Ordnung und zum zweiten eine deutliche
Reduktion der Echozeit T E.
84
7 CMT-TOF-Arteriographie
.
.
.
.
.
.
Abbildung 7.4: View-sharing für die Rekonstruktion mehrerer arterieller Bilder pro Schichtposition. Das Austauschen des zentralen Segments des ursprünglichen k-Raums durch nZentrum zusätzlich akquirierte k-Raum-Zentren
liefert nach Rekonstruktion nZentrum + 1 arterielle Bilder für jede Schichtposition mit unterschiedlichem Arteriensignal.
Flusskompensation mit GMN erster Ordnung Die Flusskompensation mit GMN erster Ordnung wurde in stationären und CMT-Messungen getestet, für die die Aufnahme einer axialen
Schicht auf Höhe des proximalen Oberschenkels 20-mal wiederholt bzw. der erste Durchlauf
der 2-Schritt Methode ohne räumliche Sättigerschichten durchgeführt wurde. In beiden Fällen fanden die Sequenzparameter der 1-Schritt Methode (Tab. 6.1) Verwendung. Die zusätzlichen Gradienten der Flusskompensation erforderten allerdings die Wahl einer größeren Echozeit
(T E = 7, 39 ms). Zum Vergleich wurden stationäres und CMT-Protokoll ohne Flusskompensation aber mit identischen Sequenzparametern wiederholt. Die Signalintensität der Arteriengeister
wurde in allen Messreihen visuell begutachtet.
Deutliche Reduktion der Echozeit TE Durch eine deutliche Reduktion der Echozeit T E verkürzt sich die Zeit, in der sich Signalphasen durch die Bewegung der Spins anhäufen und zu
Fehlkodierungen führen können. In wie weit dies Arteriengeister verhindern kann, wurde in einer
2-Schritt CMT-Messung evaluiert, für die das venöse Blut im ersten Durchlauf gesättigt wurde.
Um eine minimale Echozeit von T E = 1, 84 ms realisieren zu können, musste die EmpfängerBandbreite BW allerdings von 180 Hz/Pixel auf 980 Hz/Pixel im Vergleich zu den 2-Schritt
Parametern aus Tab. 6.1 hochgesetzt werden. Die Signalintensität von Arteriengeistern wurde
in Differenzdatensätzen begutachtet.
Da eine Reduktion der Echozeit im Vergleich zum GMN erster Ordnung nicht nur die zeitlich
effizientere Alternative war, sondern auch zu einer besseren Unterdrückung von Pulsatilitätsartefakten führte (Kap. 7.5.1), wurde diese Methode für die im Folgenden vorgestellte 1-Schritt
Methode der CMT-TOF-Arteriographie eingesetzt.
7.2.3 1-Schritt Methode
Analog zur 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie sind auch für die Arteriographie
zwei axiale 2D Aufnahmeschichten symmetrisch um eine Sättigerschicht im Isozentrum des Magneten angeordnet und werden verschachtelt akquiriert (Abb. 7.5). Der Abstand der Aufnahmeschichten (7 × Δz = 28 mm) und die Dicke der eingeschlossenen Sättigerschicht (10 mm) wurden
bereits im Zuge der CMT-TOF-Venographie (Kap. 6.2.2) optimiert und für die Arteriographie
übernommen. Die Sättigerschicht unterdrückt arterielles Blutsignal in der kaudalen Aufnahme-
7.2 Aufnahmestrategien
85
Sättigerschicht
Arterie Tischbewegung
Vene
Venöses
Set
Arterielles
Set
+
+
+...
Abbildung 7.5: Aufnahmeschema für die 1-Schritt Methode der CMT-TOF-Arteriographie: Zwei Aufnahmeschichten (venöses und arterielles Set) sind symmetrisch um eine Sättigerschicht und das Isozentrum des Magneten
angeordnet. Das k-Raum-Zentrum wird für das arterielle Set wiederholt aufgenommen.
schicht (venöses Set) und venöses Blutsignal in der kranialen Aufnahmeschicht (arterielles Set).
Auf eine zweite Sättigerschicht wie im Fall der 1-Schritt Methode für die Venographie wird
hier zur Reduktion der Messzeit verzichtet und Venen bleiben in kranialen Aufnahmeschichten
sichtbar.
Die Sequenzparameter der 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Arteriographie unterscheiden
sich in einigen Fällen von denen der Venographie (Tab. 7.1). Zur Kompensation von Arteriengeistern fällt T E deutlich kürzer aus (1, 84 ms, Kap. 7.2.2). Dies erfordert zum einen eine deutlich
erhöhte Empfänger-Bandbreite (BW = 980 Hz/Pixel) resultiert aber auch zusammen mit der
ausgelassenen zweiten Sättigerschicht in einem geringeren minimalen T R = 10, 89 ms im Vergleich zur Venographie. Zur Beschleunigung der Datenaufnahme werden arterielles und venöses
Set mithilfe der partial-Fourier und der parallelen Bildgebung (GRAPPA) akquiriert. Für das
arterielle Set kommt zusätzlich die VS-Technik (Kap. 7.2.1) zum Zug und die Aufnahme der 24
GRAPPA-Referenzzeilen wird nZentrum -mal wiederholt (Abb. 7.5). Dies geschieht im Anschluss
an die verschachtelte Aufnahme eines jeden venösen/arteriellen Bildpaares. Damit erhöht sich die
Anzahl der benötigten Phasenkodierschritte pro Schichtposition um nZentrum ∗ 24 im Vergleich
zur 1-Schritt Methode der Venographie.
Die Akquisition von 294 axialen Schichten der Dicke Δz = 4 mm benötigt dann T A = 5 :
27 min und deckt ein F OVz = 55, 6 cm ab. Wie auch für die Venographie kann der Messbereich
in z-Richtung beliebig ausgedehnt werden, wenn Spulenelemente zum Signalempfang dynamisch
zu- und abgeschaltet werden.
Die Frequenznachführung ändert sich gegenüber der Venographie nicht während der Aufnahme eines venösen/arteriellen Bildpaares. Durch identisches vT isch bleibt das Inkrement, mit dem
die Frequenz für jeden zweiten Puls erhöht wird, erhalten. Wieder ist z = ±14 mm in Gl. 5.3
zu setzen. Für die anschließende wiederholte Aufnahme der k-Raum-Zentren des arteriellen Sets
musste die Frequenznachführung allerdings erweitert werden. Nach Abschluss der Aufnahme
86
7 CMT-TOF-Arteriographie
TE
TR
Δz
Δs
NS
BW
RF (GRAPPA)
PFF
Bildmatrix
F OV
Voxelgröße
vT isch
α
nZentrum
1, 84 ms
10, 89 ms
4 mm
28 mm
2
980 Hz/Pixel
2 (24 Referenzzeilen)
6/8
320 × 191
400 × 237, 6 mm2
1, 3 × 1, 3 × 4 mm3
1, 8 mm/s
45◦
5
Tabelle 7.1: Sequenzparameter der 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Arteriographie.
eines venösen/arteriellen Bildpaares muss die Frequenz, die der letzte Puls zur Anregung des
arteriellen Sets hatte, für die folgenden HF-Pulse im selben Inkrement weiter hochgezählt werden. Die Tischgeschwindigkeit vT isch berechnet sich nach Gl. 5.1 mit NP reduziert durch die
partial-Fourier- und die GRAPPA-Technik aber erhöht um nZentrum ∗ 24, muss aber analog zur
Venographie für eine lückenlose Abdeckung der Messregion abschließend noch korrigiert werden
(Δs = 0 mm). Es ergibt sich vT isch = 1, 8 mm/s für die CMT-TOF-Arteriographie.
Neben der Anpassung der Frequenznachführung muss für die CMT-TOF-Arteriographie mit
VS die Phasenkodierung für die zusätzlich akquirierten k-Raum-Zentren des arteriellen Sets korrekt vorgegeben werden. Die Stärke der Phasenkodier-Gradienten ist so gewählt, dass bei gleicher k-Raum-Ausdehnung wie für venöses und arterielles Set die 24 zentralen Zeilen sukzessive
angesteuert werden. Zusammen mit der vorausgegangenen Akquisition des venösen/arteriellen
Bildpaares folgt das in Abb. 7.6 schematisch dargestellte Phasenkodierschema.
Gy
Zeit
Abbildung 7.6: Phasenkodierschema für die 1-Schritt Methode der CMT-TOF-Arteriographie mit VS. Nach
Akquisition der k-Räume eines venösen/arteriellen Bildpaares (hier ohne GRAPPA und partial-Fourier) folgt die
wiederholte Akquisition der 24 zentralen k-Raum-Zeilen für das arterielle Set (nZentrum = 5).
7.3 Rekonstruktion des Arteriogramms
87
7.3 Rekonstruktion des Arteriogramms
Die im Folgenden beschriebene Rekonstruktion des Arteriogramms aus Daten der 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Arteriographie mit VS geschieht ausschließlich mithilfe eines programmierten Matlab-Skriptes, dessen Ablauf schematisch durch Abb. 7.7 illustriert wird. Im Gegensatz zu den Methoden der CMT-TOF-Venographie arbeitet dieses nicht mit fertig rekonstruierten
MR-Bildern, sondern noch mit k-Raum-Daten, die in einem ersten Schritt eingelesen werden. Die
k-Raum-Zentren des arteriellen Sets werden nZentrum -mal nach dem VS-Prinzip ausgetauscht
(Kap. 7.2.1) und anschließend fehlende k-Raum-Zeilen durch eine partial-Fourier (Kap. 3.6.1)
und eine GRAPPA-Rekonstruktion (Kap. 3.6.2) ergänzt. Eine FT erzeugt nZentrum + 1 arterielle
Bildsets. Die venösen k-Raum-Daten werden bis auf den VS-Schritt auf die gleiche Weise prozessiert. Von Bildern eines jeden arteriellen Sets werden Bilder des venösen Sets mit identischer
Schichtposition im Patientenkoordinatensystem z voxelweise subtrahiert. Negative Signalwerte
(Venen) werden verworfen und so nZentrum + 1 Differenzdatensätze der gesamten Messregion
mit unterdrücktem Signal von Venen und statischem Hintergrundgewebe generiert.
Für gesunde Probanden variiert das arterielle Signal in verschiedenen Differenzdatensätzen
sehr stark. Daher führt eine Rekonstruktion des Arteriogramms, in die alle nZentrum + 1 Differenzdatensätze für jede Schichtposition einfließen, nicht zwangsläufig zu einer Steigerung des
SN R. Aus diesem Grund wurden zwei verschieden Ansätze für die Auswahl und Kombination
der Differenzdatensätze zur Rekonstruktion eines Arteriogramms untersucht.
Im ersten Verfahren fließt für jede Schichtposition z nur das Bild des signalstärksten Differenzdatensatzes in das finale Arteriogramm ein. Für jede Schichtposition wird zu diesem Zweck in
jedem der nZentrum + 1 Differenzbilder das Signalmaximum gesucht, das typischerweise zu einem
zentralen Pixel der größten abgebildeten Arterie gehört. Das beschrieben Selektionsverfahren
sowie eine anschließende MIP-Rekonstruktion werden ebenfalls innerhalb des Matlab-Skriptes
ausgeführt.
Das zweite Rekonstruktionsverfahren bindet zur Steigerung des SN R eine größere Zahl an
vorhandenen Differenzdatensätzen ein. Wie im ersten Verfahren wird zu Beginn wieder für jede Schichtposition der Differenzdatensatz mit dem größten Signalwert eines Voxels gefunden.
Als Maß für das SN R wird dieser Wert durch die Standardabweichung einer ROI im Bildhintergrund geteilt. Letztere ist für alle Schichten identisch in einem Randbereich platziert, in
dem das Messobjekt in keinem Fall anzutreffen ist. Für jede Schicht wird nun geprüft, ob sich
das SN R durch die Hinzunahme weiterer Differenzdatensätze erhöht. Im Differenzdatensatz
mit dem zweitgrößten Signalmaximum wird für dasselbe Voxel, für das die erste SN R-Analyse
erfolgte, wieder ganz analog der Signalwert durch die Standardabweichung einer ROI im Hintergrund dividiert. Kann eine SN R-Steigerung in den gemittelten Differenzdaten verzeichnet
werden, fährt die Prozedur automatisch nach demselben Muster fort, bis die Hinzunahme eines
weiteren Differenzdatensatzes in einer SN R-Reduktion endet. Für jede Schichtposition werden
auf diese Weise zwischen einem und nZentrum + 1 Differenzdatensätze gemittelt. Abschließende
MIP-Rekonstruktion generiert ein Arteriogramm und ist mit der beschriebenen Auswahlroutine
ebenfalls im Matlab-Skript integriert.
7.4 Quantitative und qualitative Auswertung
Für die CMT-TOF-Arteriographie wurden auf Seiten der Datenakquisition (VS) und der Rekonstruktion des Arteriogramms verschiedene neue Techniken implementiert, deren Auswirkung
auf die Arteriendarstellung eines gesunden Probanden und eines Patienten mit pAVK untersucht
88
7 CMT-TOF-Arteriographie
arterielles Set
(1) view-sharing
venöses Set
(2) GRAPPA+partial-Fourier Bildrekonstruktion
(3) Differenz
Maximum
(4) signalstärkstes Differenzbild
= ENDE Verfahren 1
(5) signalstärkstes
verbleibendes Differenzbild
(6) SNR-Steigerung?
NEIN = ENDE Verfahren 2
JA: Mittelung + Wiederholung von (5) und (6)
Abbildung 7.7: Ablauf der Rekonstruktion von Arteriogrammen aus 1-Schritt CMT-TOF-Daten. (1) Mithilfe
des VS-Prinzips werden aus einem vollen und nZentrum (hier zwei) zusätzlichen k-Raum-Zentren für das arterielle
Set nZentrum + 1 k-Räume gebildet. (2) Venöse und arterielle Datensätze werden durch GRAPPA- und partialFourier-Rekonstruktion in venöse und arterielle Bilder umgewandelt. (3) Zieht man für jede Schichtposition das
venöse Bild von allen arteriellen Bildern derselben Position ab und verwirft negative Signalwerte, enstehen drei
Differenzdatensätze, die die Arterien aber nahezu keinen statischen Hintergrund abbilden. (4) Aus diesen wird
für jede Schichtposition der signalstärkste extrahiert (orange markiert). Mit Schritt (4) ist das erste Verfahren
für die Arteriogramm-Rekonstruktion abgeschlossen. Das zweite Verfahren schreitet weiter fort und sucht das
signalstärkste Differenzbild aller verbleibenden Differenzbilder (5). Bedeutet die Hinzunahme dieses Differenzbildes
eine Steigerung des SN R (Test in Schritt (6)), so werden die Schritte (5) und (6) wiederholt. Wird in Schritt (6)
keine SN R-Steigerung mehr verzeichnet, so werden alle ausgewählten Differenzbilder gemittelt und das zweite
Verfahren endet.
7.4 Quantitative und qualitative Auswertung
89
wurde.
7.4.1 Probandenmessungen
Für einen gesunden Probanden wurde der Bereich zwischen proximalem Oberschenkel und distalem Unterschenkel mittels 1-Schritt Methode und VS für die CMT-TOF-Arteriographie vermessen. Die in Tab. 7.1 zusammengefassten Sequenzparameter wurden dabei verwendet. Zum Signalempfang dienten Elemente der PA Matrix, der Body Matrix und der Spule im Patientisch. Ein
dynamisches Zu- und Abschalten der Spulenelemente wurde unterbunden. Das k-Raum-Zentrum
wurde nZentrum = 5-mal zusätzlich akquiriert, was durch die beschriebene VS-Rekonstruktion
zu sechs Differenzdatensätzen der gesamten Messregion führte. Die Bildqualität der 1-Schritt
CMT-TOF-Arteriographie mit VS wurde anhand von Arteriogrammen qualitativ bewertet, die
unter Verwendung beider Rekonstruktionsverfahren (Kap. 7.3) erstellt wurden.
Die Sensitivität des TOF-Arteriensignals gegenüber pulsatilen Flussverhältnissen kann prinzipiell neben einer VS-Strategie auch durch eine T R-Erhöhung gemindert werden. Je länger
T R, desto mehr Zeit bleibt für den Austausch von gesättigten durch ungesättigte Blutspins im
Aufnahmevolumen. Für eine feste Bildauflösung bestimmt somit die Kombination aus T R und
nZentrum die Bildqualität der CMT-TOF-Arteriographie mit VS. Um zu evaluieren, wie diese
beiden Faktoren konkurrieren, wurde für denselben Probanden eine CMT-TOF-Arteriographie
mit niedrigem T R = 11, 11 ms und hohem nZentrum = 4 einer Arteriographie mit hohem
T R = 18, 51 ms aber kleinerem nZentrum = 1 gegenübergestellt. Für beide Parameterkonstellationen war die Dauer der Akquisition identisch. Die zugehörigen Arteriogramme wurden mithilfe
des ersten Verfahrens rekonstruiert.
7.4.2 Patientenmessungen
Um einen Eindruck vom diagnostischen Potential der CMT-TOF-Arteriographie zu gewinnen,
wurde ein Patient (pAVK, Stadium II) mit der 1-Schritt Methode und dem beschriebenen VSVerfahren (Tab. 7.1) untersucht. Zum Zeitpunkt der Untersuchung lag beim Patienten ein akuter
Verschluss eines implantierten Stents auf Höhe der rechten A. poplitea vor. Das CMT-TOFArteriogramm (erstes Rekonstruktionsverfahren, Kap. 7.3) konnte qualitativ mit einer DSAAufnahme des Folgetages verglichen werden.
Arterien- bzw. Stentverschlüsse verursachen eine geringere Geschwindigkeit und Pulsatilität
des arteriellen Blutflusses. Um den Einfluss dieser hämodynamischen Veränderungen auf die
CMT-TOF-Arteriographie zu studieren, wurde das Verhalten des arteriellen Gefäßsignals in
den Differenzdatensätzen des Patienten mit dem des gesunden Probanden verglichen. Für jedes
Bild der sechs Differenzdatensätze und für jede Schichtposition wurde der maximale Signalwert
evaluiert, der zu einem Voxel im Zentrum der größten dargestellten Arterie gehört. Für jede
Schichtposition wurden anschließend die Differenzen dieser sechs Signalwerte zu deren Mittelwert
berechnet und betragsweise aufsummiert, um ein Maß für die Schwankung des arteriellen Signals
über die sechs Differenzdatensätze zu erhalten.
Auch für den Patientendatensatz wurden zudem noch die beiden vorgestellten Verfahren für
eine Arteriogramm-Rekonstruktion verglichen. Durch die eingeschränkte Pulsatilität des arteriellen Blutflusses bei vorliegenden Stenosen [50], kann hier mit einer größeren Anzahl an kombinierten Differenzdatensätzen gerechnet werden als für die physiologischen Flussbedingungen im
arteriellen System des Probanden.
90
7 CMT-TOF-Arteriographie
7.5 Ergebnisse
7.5.1 Kompensation von Flussartefakten
Als potentielle Verfahren zur Unterdrückung von Arteriengeistern in CMT-TOF-Aufnahmen
wurden eine Flusskompensation mit GMN erster Ordnung und eine T E-Reduktion näher untersucht. Abbildung 7.8 zeigt arterielle Beispielbilder, die den durchgeführten stationären und
CMT-TOF-Aufnahmen mit GMN erster Ordnung entstammen und während der Systole aufgenommen wurden. Sowohl in stationären als auch CMT-Bildern kann eine Flusskompensation
Arteriengeister in Phasenkodier-Richtung nicht wesentlich unterdrücken. Die Ursache für dieses
stationäre Messungen
ohne Flusskomp.
mit Flusskomp.
(a)
CMT Messungen
ohne Flusskomp.
mit Flusskomp.
(b)
Abbildung 7.8: Signalgeister durch pulsatilen Blutfluss (Pfeile) können durch eine Flusskompensation mit GMN
erster Ordnung weder in (a) stationären noch in (b) CMT-Experimenten unterbunden werden.
schlechte Abschneiden kann zum einen in der notwendig gewordenen T E-Verlängerung gesucht
werden. Diese verstärkt Flussartefakte jeglicher Art, da sich die Zeit zwischen HF-Anregung und
Signalauslese vergrößert, in der sich zusätzliche Signalphasen durch Spinbewegung anhäufen können. Zudem kann ein GMN erster Ordnung nur Flussartefakte reduzieren, die durch Blutfluss
mit konstanter Beschleunigung enstehen. Da in der Peripherie ein triphasisches Flussprofil mit
starken Beschleunigungsphasen des Blutes (Abb. 7.2) anzutreffen ist, reicht eine Flusskompensation erster Ordnung sicherlich nicht aus. Die Implementierung eines GMNs höherer Ordnung
ist jedoch komplex und führt zudem zu einer weiteren Verlängerung der minimal möglichen
Echozeit T E. Der Erfolg einer solchen Technik wäre damit sehr fragwürdig.
Der zweite Versuch zur Artefaktreduktion bestand in einer deutlichen T E-Verkürzung, die
durch eine Erhöhung der Empfänger-Bandbreite möglich wurde. Nebenerscheinung dieser Parameterkonstellation war eine SN R-Reduktion in venösen und arteriellen Bildern. Da eine T EVerkürzung aber Arteriengeister durch pulsatilen Blutfluss unterbinden kann (Abb. 7.9), wurde
dies in Kauf genommen.
7.5 Ergebnisse
91
TE=4,01ms
(a)
TE=1,84ms
(b)
Abbildung 7.9: Eine deutliche T E-Verkürzung von (a) 4, 01 ms auf (b) 1, 84 ms kann pulsatile Flussartefakte in
der Systole unterdrücken (hier für Differenzbilder demonstriert).
7.5.2 Ergebnisse der Probandenmessungen
Die zusätzliche Akquisition von nZentrum = 5 k-Raum-Zentren und eine VS-Rekonstruktion können Signalauslöschungen in Schichtrichtung in arteriellen CMT-TOF-Aufnahmen verhindern.
Abbildung 7.10(b) zeigt die Rekonstruktion eines Arteriogramms, in das schichtweise das signalstärkste Differenzbild einging. Die Hauptarterien der Becken-Bein-Region A. femoralis, A.
poplitea, A. tibialis anterior, A. tibialis posterior und A. fibularis sind ohne Unterbrechung für
die Messregion abgebildet. Die Unterschenkelarterien werden dabei mit Ausnahme der rechten
A. tibialis anterior und der linken A. fibularis bis zum Knöchel erfasst.
ohne View-Sharing
(a)
mit View-Sharing (nZentrum=5)
(b)
Abbildung 7.10: (a) Koronare MIP-Rekonstruktion arterieller CMT-TOF-Differenzdaten, für die nur venöses
und arterielles Bildset analog zur Venographie verwendet wurdenS. Es sind deutliche Signalauslöschungen (Pfeile) für eine Vielzahl von Schichten zu erkennen.(b) Werden durch zusätzlich akquirierte k-Raum-Zentren und
VS-Rekonstruktion sechs arterielle Datensätze und damit sechs Differendatensätze erzeugt und zur Rekonstruktion des Arteriogramms genutzt (erstes Verfahren, Kap. 7.3), so können Signalauslöschungen in Schichtrichtung
unterbunden werden.
Der Vergleich mit einem Arteriogramm, für dessen Rekonstruktion die zusätzlichen k-RaumZentren außer Acht gelassen wurden (Abb. 7.10(a)), zeigt deutlich die Verbesserung, die das VSKonzept für die CMT-TOF-Arteriographie mit sich bringt. Für diese Darstellung wurde analog
zur Venographie nur ein Differenzdatensatz erstellt, indem Bilder des arteriellen und venösen Sets
voxelweise subtrahiert und abschließend MIP-prozessiert wurden. Für etliche Schichtpositionen
92
7 CMT-TOF-Arteriographie
können starke arterielle Signalauslöschungen (Pfeile) registriert werden. Diese Artefakte treten
über den gesamten Messbereich auf. Die rechte A. tibialis anterior ist signalschwach und über
weite Strecken unterbrochen dargestellt. Der proximale Abschnitt der linken A. tibialis anterior
ist im Gegensatz zur VS-Rekonstruktion nicht abgebildet. Desweiteren ist eine Arterie, die auf
Höhe des distalen Oberschenkels von der A. femoralis abzweigt, deutlich schlechter kontrastiert
im Vergleich zum VS-Arteriogramm.
Abbildung 7.11 zeigt in (a) die maximalen Signalwerte, die in den sechs Differenzbildern einer
jeden Schichtposition für den Probanden gefunden wurden und damit die Bildauswahl im ersten
Rekonstruktionsverfahren bestimmen. Es zeigt sich, dass diese maximalen Intensitäten für die
meisten Schichtpositionen stark über die Differenzdatensätze variieren. Dies bestätigt wiederum die stark pulsatilen Flussverhältnisse und kräftigt die Vermutung, dass eine Kombination
aller Differenzdatensätze ohne weitere Beobachtung des Signalverhaltens nicht generell zu einer
Verbesserung der Bildqualität führen würde. Abbildung 7.11(b) zeigt nun diejenigen Differenzmaximales Signal [a.u.]
−3
3.5
20
5
3
40
60
2.5
80
2
100
1.5
120
1
arterielles Bildset
Schichtposition z
6
x 10
4
3
2
1
2
3
4
5
arterielles Bildset
(a)
6
1
0
20
40
60
80
100
Schichtposition z
120
(b)
Abbildung 7.11: Die maximalen Signalintensitäten in den sechs Differenzdatensätzen einer jeden Schichtposition
variieren stark für den Probandendatensatz (a). Der größte Wert für jede Schichtposition bestimmt im ersten Verfahren für die Arteriogramm-Rekonstruktion denjenigen Differenzdatensatz, dem das Bild für das Arteriogramm
entnommen wird (b).
datensätze für jede Schichtposition, denen die Bilder für das Arteriogramm entstammen. Es
gibt keinen Differenzdatensatz, aus dem bevorzugt ausgewählt wurde. Dies deutet darauf hin,
dass die Dauer der Aufnahme eines venösen/arteriellen Bildpaares und der fünf zusätzlichen
k-Raum-Zentren nicht exakt der Dauer eines EKG-Zyklus für diesen Probanden entsprach.
Dennoch wird der EKG-Zyklus zeitlich gut durch die gewählten Sequenzparameter (räumliche
Auflösung, T R, nZentrum) abgedeckt. Dies ist Abb. 7.12 zu entnehmen, die die zeitlichen Abstände zwischen den Aufnahmen der zentralen k-Raum-Zeilen des venösen /arteriellen Bildpaares
und den zusätzlichen k-Raum-Zentren illustriert. Die zusätzlichen k-Raum-Zentren werden einen
EKG-Zyklus später als das venöse/arterielle Bildpaar aufgenommen, wenn man von einer typischen EKG-Zyklus-Dauer von etwa 1s ausgeht, und tasten diesen dabei homogen ab.
Die vorliegenden Differenzdatensätze werden in einem zweiten Verfahren für die ArteriogrammRekonstruktion effizienter genutzt, um das SN R im Gefäß zu steigern. Abbildung 7.13 stellt dies
dem ersten Verfahren gegenüber, ergänzt um eine Graphik, aus der die Anzahl der kombinierten Differenzdatensätze hervorgeht. Für den Bereich des Oberschenkels handelt es sich hierbei
meist um ein oder zwei Differenzdatensätze, während für den Unterschenkelbereich häufig eine größere Anzahl von drei bis fünf Differenzdatensätzen Verwendung findet. Für eine distale
93
venöses Set arterielles Set
7.5 Ergebnisse
0
zusätzliche k-Raum-Zentren
337,6
1045,5 1306,9 1586,3 1829,7 2091,1
261,4
261,4
261,4
Zeit [ms]
261,4
Abbildung 7.12: Zeitlicher Ablauf der 1-Schritt CMT-TOF-Arteriographie mit VS. Das venöse/arterielle Bildpaar wird im EKG-Zyklus vor den zusätzlichen k-Raum-Zentren aufgenommen, die ihrerseits die Dauer eines
EKG-Zyklusses von etwa 1 s homogen abtasten.
Schichtposition werden sogar alle sechs Differenzdatensätze in die Arteriogramm-Rekonstruktion
eingebunden.
Anzahl kombinierter Datensätze
1 Differenzdatensatz
SNR optimiert
6
5
4
3
2
1
0
0
50
100
Schichtposition z
Abbildung 7.13: Durch ein Auswahlverfahren wird zur Rekonstruktion eines CMT-TOF-Arteriogramms nicht
nur der signalstärkste Differenzdatensatz (links) verwendet, sondern diejenige Anzahl (bis zu sechs bei nZentrum =
5), die das SN R für ein Voxel der größten Arterie einer jeden Schicht maximiert (rechts).
Abbildung 7.14 zeigt die SN R-Steigerung, die das zweite im Vergleich zum ersten Rekonstruktionsverfahren für den Probandendatensatz erzielen konnte. Die prozentualen Angaben in
dieser Graphik ergeben sich aus SN R-Werten einer jeden Schichtposition, die im Rekonstruktionsprozess aus dem maximalen Signalwert im Gefäß und einer Hintergrund-ROI berechnet
wurden. Für alle akquirierten Schichten ergibt sich im Mittel ein SN R-Zuwachs von 4%. Dies
ist zwar keine deutliche Steigerung, kann aber im Einzelfall insbesondere für distale Schichten
mit kleinen Beinarterien einen merklichen Unterschied in der Bildqualität bedeuten.
Der qualitative Vergleich zweier CMT-TOF-Arteriogramme basierend auf einer Aufnahme
mit längerem T R = 18, 51 ms aber kleinerem nZentrum = 1 und einer Aufnahme mit kurzem
T R = 11, 11 ms aber größerem nZentrum = 4 ist in Abb. 7.15 zu sehen. Für beide Aufnahmen
wurde die gleiche Messzeit investiert. Die Gefäßdarstellung ist vergleichbar, jedoch zeigen sich
geringe Signalauslöschungen für die Parameterkonstellation mit langem T R. Die Bildqualität
7 CMT-TOF-Arteriographie
SNR−Gewinn [%]
94
15
10
5
0
0
50
100
Schichposition z
Abbildung 7.14: SN R-Gewinn, der durch das zweite Rekonstruktionsverfahren für das CMT-TOFArteriogramm des Probanden erzielt werden konnte.
konnte durch die höhere Anzahl an zusätzlich akquirierten k-Raum-Zentren verbessert werden
und scheint effizienter zur Vermeidung von Signalauslöschungen in arteriellen TOF-Aufnahmen
zu sein.
nZentrum=1; TR=18,51ms
(a)
nZentrum=4; TR=11,11ms
(b)
Abbildung 7.15: (a) Koronare MIP-Rekonstruktion arterieller CMT-TOF-Differenzdaten, die mit erhöhtem
T R = 18, 51 ms und reduziertem nZentrum = 1 gemessen wurden. Es sind Signalauslöschungen zu erkennen
(Pfeile), die in (b) einer Aufnahme mit höherem nZentrum = 4 und kurzem T R = 11, 11 ms ausbleiben.
7.5.3 Ergebnisse der Patientenmessungen
Das 1-Schritt CMT-TOF-Arteriogramm (erstes Rekonstruktionsverfahren, Kap. 7.3) eines Patienten mit pAVK ist in Abb. 7.16 einer DSA gegenübergestellt. Im DSA-Bild ist deutlich eine
Gefäß-Engstelle zu verzeichnen, die sich über das gesamte Kniegelenk erstreckt. Das CMTTOF-Arteriogramm zeigt für den gleichen Abschnitt ebenfalls eine Gefäßverjüngung und einen
deutlichen Signalverlust.
Der Vergleich der arteriellen Signalschwankungen in den sechs CMT-TOF-Differenzdatensätzen
des Patienten und des gesunden Probanden deckt deutliche Unterschiede auf (Abb. 7.17).
Für nahezu jede Schichtposition z liegt der berechnete Schwankungswert des Probanden über
dem des Patienten. Dies spiegelt auch die Beobachtung wider, die sich bei einem visuellen Vergleich der Differenzdatensätze von Proband und Patient einstellt. Die Signalunterschiede in
Differenzbildern einer Schichtposition sind für den Probanden deutlich größer. Es können auch
Differenzbilder mit nahezu keinem arteriellen Signal angetroffen werden, die auch die deutlichen
Signalauslöschungen (Abb. 7.10(a)) generieren, wenn kein VS-Verfahren zum Zuge kommt. Dagegen ist der arterielle Blutfluss im peripheren System des Patienten insgesamt reduziert aber auch
7.5 Ergebnisse
95
(a)
(b)
Abbildung 7.16: Vergleich einer (a) DSA (Füllungsbild + Differenzbild) und einer (b) CMT-TOFArteriographie. Der stenotische Gefäßabschnitt im rechten Bein des Patienten (Pfeil), der sich in der DSA über
das gesamte Kniegelenkt erstreckt, ist auch im CMT-TOF-Arteriogramm verjüngt und signalarm abgebildet.
−3
5 x 10
Patient
Proband
Signal [a.u.]
4
3
2
1
0
0
50
100
Schichtposition z
150
Abbildung 7.17: Schwankung des arteriellen Signals in den nZentrum +1 Differenzdatensätzen eines gesunden
Probanden und eines Patienten um den Mittelwert über alle Datensätze. Für nahezu jede Schichtposition ist der
Wert für den Probanden deutlich höher und verweist auf stärker pulsatile Flussverhältnisse im Vergleich zum
Patienten.
deutlich konstanter. Eine Rekonstruktion, die nur auf Bildern des venösen und des arteriellen
Sets ohne Nutzen der VS-Daten beruht, produziert für den Patienten bereits ein Arteriogramm
ohne wesentliche Signalauslöschungen.
Gestützt werden diese Beobachtungen durch die weitere Auswertung der Patientendaten. Abbildung 7.18 zeigt den Vergleich der beiden Rekonstruktionsverfahren für das Erstellen eines
CMT-TOF-Arteriogramms. Visuell kann zwar keine deutliche Verbesserung der Bildqualität
durch Hinzunahme mehrerer Differenzdatensätze verzeichnet werden, allerdings werden deutlich
mehr Differenzdatensätze zur Rekonstruktion herangezogen als dies noch für den Probanden der
Fall war (Abb. 7.13). Durch die eher konstanten und weniger pulsatilen Flussverhältnisse liegen
für den Patienten deutlich mehr Differenzbilder pro Schichtposition vor, die ein vergleichbares
Arteriensignal aufweisen.
7 CMT-TOF-Arteriographie
1 Differenzdatensatz
Anzahl kombinierter Datensätze
96
SNR optimiert
6
5
4
3
2
1
0
20
40
60
80
Schichtposition z
100
120
Abbildung 7.18: Vergleich der beiden Rekonstruktionsverfahren für ein CMT-TOF-Arteriogramm am Beispiel
des Patientendatensatzes. In das zweite Verfahren gehen generell mehr Differenzdatensätze ein als dies noch für
den gesunden Probanden der Fall war (Abb. 7.13).
97
8 Gefäß-Scout
Die koronare 3D bolus-chase MRA (Kap. 5.2.1) bedarf einer sorgfältigen Planung der einzelnen
Stationen, da Datenaufnahme und Kontrastmittelgabe optimal aufeinander abgestimmt und die
peripheren Gefäße in anterior-posterior Richtung vollständig erfasst sein sollten. Hilfreich ist hier
ein a priori Wissen über die Gefäßgeometrie des Patienten. So kann die Positionierung der einzelnen Stationen optimiert und eine adequate Gefäßabdeckung garantiert werden. Zudem kann
das Verlagern von Artefakten, wie sie in Randbereichen von Stationen auftreten, in diagnostisch
interessante Bereiche verhindert werden. Vorherige Übersichtsmessungen (Scout), die diesem
Zweck dienen, basieren typischerweise auf einer Mehrstationen-TOF-Aufnahme (Kap. 5.2.1) mit
niedriger räumlicher Auflösung. Deren Akquisition und die anschließende Positionierung der
CE-MRA-Stationen anhand der Scout-Stationen kann dabei aber bis zu 70% der gesamten Untersuchungszeit in Anspruch nehmen [116], [133]. Die CE-MRA-Planung ist dabei insbesondere
in Randbereichen der Scout-Stationen erschwert.
Im Rahmen dieser Arbeit wurde eine Methode zur schnellen Scout-Bildgebung des peripheren Arteriensystems entwickelt, die eine räumlich zusammenhängendes Übersichtbild generiert.
Während arterielle Signalvariationen durch pulsatilen Fluß für die CMT-TOF-Arteriographie
noch durch ein VS-Schema kompensiert wurden, werden ebendiese für die Scout-Anwendung
genutzt. Sie werden nun in schnellen CMT-Aufnahmen durch geeignete Datenprozessierung detektiert.
8.1 Aufnahme von 1D Projektionsdaten
Für einen arteriellen Gefäß-Scout werden mit einer HF-gespoilten CMT-GE-Sequenz (Kap. 3.4.2)
eindimensionale (1D) Projektionsdaten des Beckens und der Beine an einem 1, 5 T Ganzkörpertomographen (Magnetom Avanto, Firma Siemens, Medical Solutions, Erlangen) akquiriert
(Abb. 8.1). In einer verschachtelten Aufnahme wird das MR-Signal von angeregten axialen 2D
Schichten (NS = 3 Schichten pro Paket) ohne Phasenkodierung im zeitlichen Abstand T R NP mal pro Schichtposition z empfangen.
Während der Proband bzw. Patient mit den Füßen voraus auf dem Patiententisch positioniert
wird, startet die Datenaufnahme proximal und schreitet in distale Richtung fort. Die Wahl der
Frequenzkodier-Richtung bestimmt die Scout-Ansicht. In zwei separaten CMT-Aufnahmen werden so hintereinander eine koronare Ansicht (Frequenzkodier-Richtung links-rechts) und eine
sagittale Ansicht (Frequenzkodier-Richtung anterior-posterior) erstellt. Weitere Sequenzparameter für koronare und sagittale Scout-Messungen sind Tab. 8.1 zu entnehmen. Während der
CMT-Aufnahme werden Empfangsspulen dynamisch zu-und abgeschaltet und venöses Blutsignal
in den Projektionen wird durch eine räumliche Sättigerschicht (Dicke 50 mm, Abstand 10 mm)
unterdrückt (Abb. 8.1).
Die Tischgeschwindigkeit vT isch für koronare und sagittale Aufnahmen ergibt sich aus Gl. 5.1,
wobei Δs = 0 mm für eine lückenlose Abdeckung des F OV und NS = 3 zu setzen ist. Hieraus
folgt vT isch = 9, 3 mm/s für koronare und vT isch = 9, 2 mm/s für sagittale Scout-Ansichten. Die
98
8 Gefäß-Scout
Angeregte
Schichten
Sättigerschicht
Arterie Tischbewegung
Vene
70°, 55°, 45°
Flipwinkel
Abbildung 8.1: Aufnahmeschema für den TOF-Gefäß-Scout: Projektionsdaten werden in einem verschachtelten Mehrschichtexperiment (NS =3 Schichten pro Paket) aufgenommen während sich der Patient kontinuierlich
durch den Tomographen bewegt. Venöses Blutsignal wird durch eine räumliche Sättigerschicht in den Projektionen unterdrückt. Der Flipwinkel steigt kontinuierlich innerhalb eines Schichtpaketes an, um Signalverluste zu
vermeiden.
NP
Auflösung in Frequenzkodierrichtung Nm
TE
TR
Δz
Δs
NS
BW
F OV
vT isch
α
koronare Ansicht
63
320
3, 95 ms
25, 64 ms
5 mm
0 mm
3
180 Hz/Pixel
400 × 260 mm2
9, 3 mm/s
45◦ ,55◦ ,70◦
sagittale Ansicht
64
320
4, 07 ms
25, 64 ms
5 mm
0 mm
3
180 Hz/Pixel
311 × 292 mm2
9, 2 mm/s
45◦ ,55◦ ,70◦
Tabelle 8.1: Sequenzparameter für den koronaren und sagittalen Gefäß-Scout.
Frequenz der Anregungspulse wird nachgeführt (Kap. 5.2.2) und an die Tischgeschwindigkeit
und die verschachtelte Mehrschichtaufnahme entsprechend Gl. 5.3 angepasst.
8.2 Variabler Flipwinkel
Für kurze T R und hohe Flipwinkel α wird der Blutkontrast in den aufgenommenen Projektionen durch den TOF-Effekt bestimmt und folglich durch die Signaldifferenz zwischen Blut und
stationärem Gewebe F RE (Gl. 4.7) quantifiziert. In Mehrschichtaufnahmen kommt es zu einem
fortschreitenden Blutsignalverlust innerhalb des Schichtpakets wie in Kap. 4.4.1 beschrieben.
Zur Minderung dieses Sättigungseffekts wird analog zum Vorgehen bei TONE Pulsen der Flipwinkel innerhalb des Schichtpakets suksessive erhöht (Abb. 8.2). In vivo Vorexperimente haben
gezeigt, dass eine Wahl von α=45◦ für die erste, α=55◦ für die zweite und α=70◦ für die dritte
und letzte Schicht eines Pakets ein möglichst homogenes Gefäßsignal liefert. Dieses Flipwinkel-
8.3 Datennachverarbeitung
99
schema wurde in die Sequenz implementiert und es bleibt dem Anwender überlassen, ob der
Flipwinkel diesem folgt oder für alle Schichten konstant bleiben soll.
Tischbewegung
NS=3
a=75°
a=55°
a=45°
Abbildung 8.2: Effekt der variablen Flipwinkelwahl für den CMT-TOF-Scout demonstriert für stationäres Gewebe (Wasserflasche). In diesem Fall führt der ansteigende Flipwinkel innerhalb eines jeden Schichtpakets (NS = 3)
zu einer zunehmenden Reduktion des MR-Signals von stationärem Gewebe. Für das MR-Signal fließender Blutspins hat dieses Flipwinkelschema den Effekt der Signalerhaltung innerhalb des Pakets.
8.3 Datennachverarbeitung
Für jede Schichtposition z werden die akquirierten 1D Daten fouriertransformiert, um p =
1, ..., NP Projektionen mit Signalintensitäten I(m, p, z) zu gewinnen, jede definiert für Nm = 320
Positionen m in Frequenzkodier-Richtung (Abb. 8.3).
I(m) [a.u.]
0.05
0.06
0.03
0.04
0.01
0.06
0.05
0.04
0.03
0.02
0.01
0
0
100
Aorta
links-rechts
Projektion
m
m
200
100
...
0.02
0
0
I(m) [a.u.]
300
200
anterior-posterior
Projektion
300
0.03
I(m) [a.u.]
0.025
NP
0.02
0.015
0.01
0.005
0
0
0.03
...
100
m
200
300
NP
I(m) [a.u.]
0.025
0.02
0.015
0.01
0.005
0
0
100
m
200
300
Abbildung 8.3: Die NP Projektionen (anterior-posterior und links-rechts) einer Schicht z auf Höhe der abdominellen Aorta weisen unterschiedliches Arteriensignal an Gefäßpositionen (Pfeile) auf, abhängig von der Stärke
des Bluteinflusses in die Schicht, d.h. vom Zeitpunkt der Akquisition im EKG-Zyklus.
100
8 Gefäß-Scout
Der Index m zählt in x-Richtung (links-rechts) für koronare bzw. in y-Richtung (anteriorposterior) für sagittale Scout-Ansichten. Durch die starke Pulsatilität des arteriellen Blutflusses
in der Peripherie variiert die Einflussgeschwindigkeit und damit das arterielle Blutsignal für
die verschiedenen Projektionen einer Schichtposition erheblich. Der Zeitpunkt der Akquisition
einer Projektion im EKG-Zyklus bestimmt demnach die Stärke des Arteriensignals während das
Signal des Hintergrundgewebes über die Zeit konstant bleibt.
Arterien können somit durch Subtraktion von Projektionen isoliert werden, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten im EKG-Zyklus für dieselbe Schichtposition z aufgenommen wurden. Signalintensitäten an Positionen m mit arteriellen Flußschwankungen werden so verstärkt, während
Hintergrundsignal (Fett, Muskel) unterdrückt wird. Dies gilt allerdings nur, wenn das Hintergrundgewebe ein zeitlich konstantes Signalniveau erreicht hat und sich folglich im steady-state
befindet. Dieser ist nach dem Ausspielen von etwa L = 25 Anregungspulsen für eine Schichtposition und die verwendeten Sequenzparameter erreicht. Dies belegen eine Analyse der aufgenommenen Projektionen vor der FT (Abb. 8.4(a)) und eine Simulation der Longitudinalmagnetisierung
von Fett und Muskel nach Gl. 3.20 mit T1 -Relaxationszeiten aus Tab. 2.1 (Abb. 8.4(b)).
1
p=1,...,L
Fett
Muskel
Steady State
p=L+1,..., NP
z
p
M [a.u.]
0.8
0.6
0.4
0.2
I(m) [a.u.]
0
0
(a)
10
n
20
30
(b)
Abbildung 8.4: Übergang des Hintergrundsignals in den steady-state. In (a) sind die Signalintensitäten aller
akquirierten Projektionen einer exemplarischen Schichtposition vor der FT untereinander aufgeführt. Der Blick
auf die zentralen k-Raum-Punkte für jede Projektion lässt erkennen, dass der steady-state nach etwa einem Drittel
der akquirierten Zeilen erreicht ist. (b) Zum selben Ergebnis kommt eine Simulation der Längsmagnetisierung von
Fett und Muskel.
Abbildung 8.5 zeigt nun ebendiese PSS = NP − L Projektionen einer exemplarischen Schicht
z, für die das Hintergrundsignal den steady-state erreicht hat. Es bestätigt sich, dass es nach
dem Verwerfen der ersten L Projektionen nur an Positionen m, an denen Arterien anzutreffen
sind, zu Signalschwankungen kommt.
Die weitere Prozessierung der akquirierten Projektionsdaten wird in drei Schritten vollzogen.
Arterien werden automatisch detektiert und deren Kontrast gegenüber dem stationären Hintergrundgewebe verstärkt.
2 = (N − L)2 möglichen
Differenzbildung In einem ersten Schritt werden die Beträge aller PSS
P
Differenzen zweier Projektionen mit Hintergrundsignal im steady-state berechnet:
ΔI(m, i, j, z) = I(m, p = L + i, z) − I(m, p = L + j, z) ,
i, j = [1, PSS ].
(8.1)
Steigerung des Gefäß-Hintergrund Kontrastes Arterielle Signalschwankungen sollen möglichst von unerwünschten Signalfluktuationen, wie sie an den Körperrändern auftreten könnten,
unterschieden werden. Zu diesem Zweck wurde das unterschiedliche zeitliche Signalverhalten
8.3 Datennachverarbeitung
101
0.03
subkutanes Fett
I(m) [a.u.}
0.025
anterior-posterior
Projektion
0.02
0.015
Arterie
0.01
0.005
0
0
50
mm
100
150
Abbildung 8.5: Projektionen einer Schicht auf Höhe des Oberschenkels (nur linke Seite gezeigt), für die das
Hintergrundsignal den steady-state erreicht hat (zeitlicher Abstand=T R). Signalwerte an Positionen m mit ausschließlich stationärem Gewebe sind nahezu identisch für alle Projektionen der Schicht. Positionen m auf die
zusätzlich Arterien projeziert werden, zeigen für verschiedene Projektionen, d.h. Akquisitionszeitpunkte, unterschiedliches Signal.
für Positionen m mit ausschließlich stationärem Hintergrundgewebe und mit Arteriensignal genutzt. Für feste m und z werden Signalintensitäten I mit Hintergrundsignal im steady-state
(I(p), p ∈ [L + 1, L + PSS ]) als Zeitserie betrachtet (Abb. 8.6(a), links):
1
Arterie
r(L)
0.5
r(l )
0.085
I(p) [a.u.]
0.08
r(m,z,1)
0
-0.5
Hintergrund
Arterie
0.075
-1
-10
5 -5
10 0
Label L
15 5
2010
155
20
10
l
0.07
z
1
0.065
Hintergrund
0.06
0.5
5
10
15
20
25
30
r( )
0.055
35
r(l )
0
-0.5
-1
-10
(a)
5 -5
100
Label
L
l
m
(b)
Abbildung 8.6: (a) Für jede Position m und Schichtposition z können die Signalwerte der Projektionen für
alle p als Zeitserie aufgefasst werden, die sich für Arterien- und Hintergrund-Positionen deutlich unterscheiden.
Während der Systole kann in der Zeitserie ein deutlicher Signalpeak verzeichnet werden. Den Unterschied im
zeitlichen Signalverhalten kann der Autokorrelationskoeffizient r(m, z, l) erfassen, der für die Zeitverschiebungen
(engl. lag) l = −10, ..., 10 und eine exemplarische Position (m, z) dargestellt ist. Für die Signalwichtung kommt
der Autokorrelationskoeffizient r(m, z, l = 1) zum Einsatz, der für einen sagittalen Gefäß-Scout in (b) abgebildet
ist.
Im zeitlichen Signalverlauf ist für Arterienpositionen ein deutlicher Intensitätspeak während
des maximalen systolischen Bluteinstroms in die angeregte Schicht zu beobachten. Demgegen-
102
8 Gefäß-Scout
über zeigt sich ein willkürlich fluktuierendes, rauschähnliches Signal an Positionen m, an denen
nur stationäres Gewebe vorzufinden ist. Eine Autokorrelationsanalyse kann dieses unterschiedliche zeitliche Verhalten quantifizieren. Autokorrelationskoeffizienten
r wurden für
die Fluk
tuationen dieser Zeitserien F (m, p, z) = I(m, p = L + 1, ..., L + PSS , z) − I(m, z) um deren
Mittelwert F berechnet:
L+PSS −l
p=L+1 (F (m, p, z) − F (m, z)) · (F (m, p + l, z) − F̄ (m, z))
.
(8.2)
r(m, z, l) =
L+PSS −l
2
p=L+1 (F (m, p, z) − F (m, z))
Sie erfassen die Korrelation der Werte von F für eine Projektion p und eine Projektion p + l,
die im dem zeitlichen Abstand von l ∗ T R akquiriert wurden (l für engl. lag, Zeitverschiebung).
Koeffizienten wurden für l = −10, ..., 10 berechnet (Abb. 8.6(a), rechts).
Für einige Arterien ist der Zeitraum, in dem wesentliche Signalveränderungen durch pulsatilen Fluss auftreten, sehr kurz. Daher wurde für die weitere Datenprozessierung aber nur der
Autokorrelationskoeffizient r(m, z, l = 1) (Abb. 8.6(b)) verwendet, der ein Maß für den Zusammenhang von F für zwei aufeinanderfolgend akquirierte Projektionen ist. Signaldifferenzen
ΔI(m, i, j, z) werden für alle Kombinationen (i,j) mit r(m, z, l = 1) zur Signalwichtung und
Unterdrückung des Hintergrundsignals multipliziert:
ΔI ∗ (m, i, j, z) = ΔI(m, i, j, z) ∗ r(m, z),
i, j = [1, PSS ].
(8.3)
Auswahl von subtrahierten und gewichteten Projektionen Für jede Kombination (i,j) und
Schichtposition z wird das Maximum von ΔI ∗ über alle m berechnet:
∗
(i, j, z) = max(ΔI ∗ (m, i, j, z)),
ΔImax
m = 1, ..., Nm .
(8.4)
∗
in Abb. 8.7 illustriert.
Für ein gegebenes z ist ΔImax
DI*max(i,j) [a.u.]
Maske
i
Summe
i
j
j
Signal [a.u.]
Otsu’s
Verfahren
0.1
0.08
0.06
0.04
0.02
0
0
100
m
200
300
∗
Abbildung 8.7: links: Maxima der gewichteten Differenzprojektionen ΔImax
für alle möglichen Kombinationen
∗
-Graphiken werden vom Hinter(i,j) und eine exemplarische Schichtposition z. Mitte: Bandstrukturen in ΔImax
∗
in der Bandmaske bildet den
grund durch Otsu’s Verfahren separiert. rechts: Die Summe der detektierten ΔImax
Gefäß-Scout an der zugehörigen Schichtposition.
Hohe Intensitäten in dieser Graphik reflektieren Differenzen von Projektionen i mit hohem arteriellen Signal (starker Bluteinfluss) und Projektionen j mit niedrigem arteriellen Signal (geringer Bluteinfluss) und treten bedingt durch das pulsatile arterielle Flussprofil in dieser Darstellung
als Bandstrukturen auf. Letztere werden für jede Schichtposition z mit Otsu’s Verfahren [134]
separiert, hinter dem sich ein histogrammbasiertes Schwellwertverfahren verbirgt. Der Algorithmus nimmt an, dass das Bild zwei Klassen an Pixeln enthält, bei denen es sich im vorliegenden
∗
handelt. Für jede SchichtFall um die Bandstruktur und den Hintergrund der Graphik ΔImax
position z werden optimale Schwellwerte kalkuliert und die beiden Klassen so separiert, dass die
8.4 Quantitative und qualitative Auswertung
103
∗
intra-Klassen-Varianz minimal wird. Auf diese Weise werden die ΔImax
-Graphiken (Abb. 8.7,
∗
links) auf binäre Masken reduziert (Abb. 8.7, Mitte). Intensitäten Imax (i, j, z), die der binären
Maske angehören, werden für jede Schichtposition aufsummiert und zur Rekonstruktion des finalen Scout-Bildes herangezogen (Abb. 8.7, rechts). Für den Fall, dass koronare Scout-Daten
prozessiert werden, wird das beschriebene Selektionsverfahren für jedes Bein separat durchgeführt. In einem abschließenden Schritt werden die Scout-Bilder gefiltert (Median-Filter, Kern:
3x3).
8.4 Quantitative und qualitative Auswertung
Die Bildqualität koronarer und sagittaler Scout-Ansichten wurde in einer Probanden- und einer
Patientenstudie genauer begutachtet. Eine ROI-Analyse des Autokorrelationskoeffizienten konnte zudem die Steigerung des Gefäß-Hintergrund Kontrastes durch Signalwichtung quantifizieren.
8.4.1 Probandenstudie
Zehn gesunde Probanden (8 männlich, 2 weiblich, Alter: 30±4 Jahre) wurden mit dem sagittalen
und koronaren Gefäß-Scout untersucht. Zu Beginn jeder Messung hielten die Probanden während
der Akquisition des Abdomens ihren Atem an und begannen nach etwa 15 − 20 s selbständig für
den Rest der Messung regulär weiterzuatmen.
Zum Vergleich mit Standardtechniken wurde für einen Probanden zusätzlich ein MehrstationenTOF-Scout aufgenommen. Dies geschah mit einer stationären HF-gespoilten 2D GE-Sequenz.
Aus diesem einen Mehrstationen-Datensatz konnte gleichzeitig eine koronare und sagittale Ansicht durch geeignete MIP-Prozessierung generiert werden. Für die drei Stationen wurden die in
Ref. [114] vorgeschlagenen Sequenzparameter gewählt, die Tab. 8.2 zu entnehmen sind.
TE
TR
Δz
Δs
NS
BW
Bildmatrix
F OV
Voxelgröße
α
6, 9 ms
11 ms
3, 3 mm
11 mm
31
180 Hz/Pixel
256x128
450 × 450 mm2
1, 8 × 3, 5 × 3, 3 mm3
50◦
Tabelle 8.2: Sequenzparameter des Mehrstationen-TOF-Scouts.
In sagittalen und koronaren Scout-Ansichten aller zehn Probanden wurde die Darstellung prominenter Gefäße in der Peripherie durch zwei Radiologen auf einer 4-Punkt-Skala bewertet: 0:
nicht sichtbar, 1: teilweise sichtbar oder von größeren Artefakten betroffen, 2: größtenteils sichtbar oder von kleineren Artefakten betroffen, 3: vollständig sichtbar ohne Artefakte. Zusätzlich
wurde beurteilt, ob spezielle Gefäßverzweigungen in den Scout-Ansichten sichtbar waren. Die
Analyse erfolgte für die folgenden Gefäßabschnitte bzw. -verzweigungen (Abb. 8.8): Bauchaorta
(1), A. iliaca communis (2), A. iliaca interna (3), A. iliaca externa (4), A. profunda femoris (5),
A. femoralis (6), A. poplitea (7), A. tibialis anterior (8), A. tibialis posterior (9), A. fibularis
104
8 Gefäß-Scout
(10), Aortenbifurkation (11), iliakale Bifurkation (12), femorale Bifurkation (13), Ursprung der
A. tibialis anterior (14) und Verweigung der A. tibialis posterior und A. fibularis (15).
P
(1)
(2)
(1)
(3)
(2)
(4)
(5)
A
(1)
(2) (1)
(11)
(5)
(2)
(4)
L
(12)(8)
(3)
(7)
(5)
(13)
(12)
(8)(3)
(4)
(6)
(4)
(5)
R
(13)
(7)
(6)
(9)
(9) (6)
(15)
(7)
(12)
(11)
(8)
(9,10)
(11)
(14)
(10)
(7)
(8)
(10)
(14)
(13)
(15)
(14)
(10)
(9)
Abbildung 8.8: Gefäßstrukturen und -verzweigungen in sagittalen (links) und koronaren (rechts) ScoutAnsichten, die im Rahmen der Probandenstudie durch zwei Radiologen begutachtet wurden.
Bis auf die Aorta (1) und die Aortenbifurkation (11) wurden Arterien und Verzweigungen beider Beine in koronaren Ansichten individuell bewertet. In sagittalen Ansichten können dagegen
Gefäßstrukturen von linkem und rechtem Bein überlappen. Aus diesem Grund wurde hier nur
eine Note pro Gefäß und Verzweigung vergeben. Überlappen Strukturen nicht vollständig und
können für beide Beine unterschieden werden, vergaben die Gutachter die bestmöglichste Note
für diese Struktur. Desweiteren sind die A. tibialis posterior und die A. fibularis in sagittalen
Ansichten in der Regel nicht zu unterscheiden, da sie eine ähnliche Position in anterior-posterior
Richtung besitzen. Daher wurde hier eine kombinierte Note für beide Gefäße vergeben (9,10). Die
Übereinstimmung beider Gutachter wurde durch die Berechnung des gewichteten κ untersucht.
Die CMT-TOF-Daten aller Probanden wurden zudem genutzt, um die Steigerung des Gefäßkontrastes durch die Signalwichtung mit dem Autokorrelationskoeffizienten r(m, z, l = 1) näher
zu quantifizieren. ROI-Mittelwerte des Koeffizienten wurden in der Aorta, der distalen A. femoralis, der A. tibialis anterior und in jeweils umliegendem Gewebe in beiden Scout-Ansichten
berechnet.
8.4.2 Patientenstudie
Zwei Patienten mit pAVK wurden mit dem koronaren und sagittalen CMT-TOF-Scout untersucht (Patient 1: männlich, 65 Jahre; Patient 2: weiblich, 76 Jahre). Gefäßverschlüsse waren a
priori bekannt: Für beide Patienten konnte eine Stenose der linken proximalen A. iliaca communis diagnostiziert werden. Im Fall von Patient 2 war die A. fibularis die einzige Arterie, die
die distale Peripherie versorgt, da die A. tibialis anterior und posterior beidseits verschlossen
waren. US-Untersuchungen beider Patienten ließen auf erheblich reduzierten Blutfluss und reduzierte Flusspulsatilität in den peripheren Arterien schließen. Scout-Ansichten von Patient 1
8.4 Quantitative und qualitative Auswertung
105
konnten mit einer DSA verglichen werden, die einen Tag nach den Scout-Messungen durchgeführt wurde. Dagegen lag für Patient 2 eine bolus-chase MRA Untersuchung zum Vergleich vor,
die unmittelbar nach der Scout-Aufnahme erfolgte.
106
8 Gefäß-Scout
8.5 Ergebnisse
Der entwickelte Gefäß-Scout stellt durch die Detektion zeitlicher Signalvariationen die Arterien
in der Peripherie in kurzer Zeit dar. Zur optimalen Gefäßkontrastierung wurden dabei nicht nur
in der Datennachverarbeitung Signalschwankungen anderen Ursprungs unterdrückt (Kap. 8.3),
sondern auch verschiedene Aufnahmetechniken implementiert (Kap. 8.1, Kap. 8.2, Kap. 8.4.1).
Die Auswirkungen beider Strategien werden nun im folgenden Kapitel präsentiert.
8.5.1 Steigerung des Gefäß-Hintergrund Kontrastes
Der Autokorrelationskoeffizient r(m, z, l = 1) unterscheidet sich innerhalb der Probandenstudie
signifikant für Positionen m mit und ohne arterielle Signalschwankungen (Abb. 8.9(a)) für beide
Scout-Ansichten (p < 0, 05 in allen Fällen). Mittlere Koeffizienten für Arterien und Hintergrund
weichen am deutlichsten für die distale A. femoralis in der koronaren Scout-Ansicht (81.94%)
und am geringfügigsten für die A. tibialis anterior ebenfalls in der koronaren Ansicht (70.51%)
voneinander ab.
KORONAR
1
A.femoralis
A.femoralis
Aorta
Aorta
A.tib.ant.
r(1)
SAGITTAL
HG.
HG
A.tib.ant.
Aorta
HG
A.femoralis
max(DI)(i,j) [a.u.]
A.tib.ant.
HG
HG
Aorta A.femoralis
HG
A.tib.ant.
max(DI*)(i,j) [a.u.]
i
i
j
j
Signalwichtung
mit r(1)
0
(a)
(b)
Abbildung 8.9: (a) Kastengraphik für die Ergebnisse der ROI-Analyse des Autokorrelationskoeffizienten r(l = 1),
die in der Aorta, der distalen A. femoralis, der A. tibialis anterior und zugehörigem umliegenden Hintergrundgewebe (HG) durchgeführt wurde (Kreis=Mittelwert, horizontale Linie=Median, Kasten: 25-75%, Balken: 5-95%). (b)
Multiplikation der Signalintensitäten ΔI mit dem Autokorrelationskoeffizienten r(l = 1) kann die Identifizierung
∗
-Graphik verbessern, die auf arterielle Signalschwankungen zurückzuführen sind.
der Bandstrukturen in der ΔImax
Der potentielle Effekt, den die Signalwichtung mit r(m, z, l = 1) auf die Detektion von Arterien
haben kann, ist in Abb. 8.9(b) illustriert. Für diese beispielhafte Schicht führt die Multiplikation
der Signalintensitäten ΔI mit dem Autokorrelationskoeffizienten zu einer deutlich besseren Vi∗
-Graphik. Diese ist nun wie gewünscht auf arterielle
sualisierung der Bandstruktur in der ΔImax
Signalschwankungen zurückzuführen, wurde zuvor aber von stärkeren Schwankungen anderen
Ursprungs überlagert.
8.5.2 Sättigung des venösen Blutsignals
Auf Seiten der Datenaufnahme wurde für einen optimalen Arterienkontrast in Scout-Bildern
das venöse Blutsignal durch eine räumliche Sättigerschicht unterdrückt. Der venöse Blutfluss
ist zwar deutlich weniger pulsatil als der arterielle, aber nicht absolut konstant. Insbesondere
8.5 Ergebnisse
107
in den Beckenvenen und den proximalen Beinvenen kann der Blutfluss zudem atemabhängig
sein (Kap. 5.1.3). Ohne eine Sättigung des venösen Blutflusses wären mit der beschriebenen
Datennachverarbeitung demzufolge auch Venen in Scout-Bilder sichtbar gewesen (Abb. 8.10).
venöse Sättigung
ohne Sättigung
Vene
(a)
(b)
Abbildung 8.10: (a) Eine Sättigung des venösen Blutsignals garantiert, dass nur Arterien in Scout-Bildern
sichtbar werden. (b) Entfällt die venöse Sättigung, kann an Venenpositionen ein Restsignal in Differenzprojektionen
verbleiben und Venen werden durch den Gefäß-Scout ungewollt abgebildet (Pfeile). In den gezeigten Beispielen
ist jeweils die Summe aller möglichen Differenzprojektionen ΔI dargestellt.
8.5.3 Variabler Flipwinkel
Zur weiteren Steigerung des Arteriensignals in Scout-Bildern wurde ein variabler Flipwinkel für
die Datenakquisition verwendet. Der Effekt des Flipwinkelanstiegs innerhalb der Schichtpakete
ist in Abb. 8.11 exemplarisch dargestellt.
konstanter FA
(a)
variabler FA
(b)
Abbildung 8.11: Sagittale Scout-Ansicht (oben) bzw. zugehöriger Ausschnitt auf Höhe des distalen Oberschenkels (unten) für Aufnahmen (a) ohne und (b) mit Flipwinkelanstieg innerhalb der akquirierten Schichtpakete.
Im gesamten Scout-Bild ist für einige Gefäßabschnitt (Pfeile) durch den variablen Flipwinkel ein Signalgewinn
deutlich sichtbar. Scout-Ausschnitte zeigen, dass dieser Eindruck vorallem auf der erzielten Signalsteigerung in
jeder zuletzt akquirierten, dritten Schicht eines jeden Paketes zurückzuführen ist.
108
8 Gefäß-Scout
Insbesondere das Arteriensignal in der zuletzt akquirierten, dritten Schicht eines jeden Pakets
kann so gesteigert werden, was besonders deutlich in den gezeigten Scout-Ausschnitten wird. Der
Vergleich der beiden abgebildeten sagittalen Gefäß-Scouts mit und ohne Flipwinkelsteigerung
zeigt auffällige Signalgewinne in der distalen A. iliaca communis, der A. poplitea und der A.
tibialis anterior. Da die A. iliaca communis ihren Verlauf deutlich von posterior nach anterior
im Beckenbereich verändert, kann damit die Signalsteigerung in einem Gefäßabschnitt erzielt
werden, dessen Kontrastierung mittels TOF insgesamt eher kritisch ist (vgl. Gl. 4.6).
8.5.4 Aufnahme bei angehaltenem Atem
Die Autokorrelationsanalyse detektiert systematische Signalschwankungen im Körper. Zu diesen
können auch Positionen m gehören, die von Atembewegung betroffen sind. Zugehörige Signalschwankungen würden bei der Auswahl der Differenzprojektionen mit arteriellen Signalschwankungen konkurrieren (Abb. 8.12(a)).
freie Atmung
(a)
angehaltener Atem
(b)
Abbildung 8.12: Sagittaler CMT-TOF-Scout, der (a) unter freier Atmung oder (b) bei Atemanhalten des Probanden zu Beginn der Messung aufgenommen wurde. Unter freier Atmung wird stationäres Gewebe im Bereich
der Bauchdecke sichtbar (Pfeil), da die atemverursachten Signalschwankungen durch die Kette der Datenprozessierung detektiert werden und mit den arteriellen Schwankungen konkurrieren. Das Atemanhalten zu Beginn
der Messung, wenn der Bauch und das Becken akquiriert werden, kann solche Artefakte in Scout-Bildern von
vornherein unterbinden.
Da die CMT-TOF-Aufnahme am Becken gestartet wurde und weiter distal fortschritt, konnten
diese Signalschwankungen von vornherein vermieden werden, indem der Patient/Proband zu
Beginn den Atem anhielt (Abb. 8.12(b)).
8.5.5 Ergebnisse der Probandenstudie
Abbildung 8.13 zeigt koronare und sagittale Scout-Ansichten gesunder Probanden, die eine Darstellung der wesentlichen arteriellen Strukturen der unteren Extremitäten liefern.
Die Akquisitionszeit pro Scout-Ansicht rangierte für alle Probanden zwischen 1 : 38 min und
2 : 05 min für die Aufnahme eines F OVz = 915−1170 mm, das abhängig von der Probandengröße
festgesetzt wurde. Die abdominelle Aorta sowie die A. iliaca communis, die A. iliaca externa, die
A. femoralis und die A. poplitea sind deutlich in allen gezeigten Ansichten sichtbar. Desweiteren
sind die drei Unterschenkelarterien und die Aufzweigung der A. tibialis posterior und A. fibularis
8.5 Ergebnisse
109
(a)
(b)
(c)
(d)
Abbildung 8.13: Koronare und sagittale CMT-TOF-Scouts gesunder Probanden. Die Hauptarterien der Peripherie werden in wesentlichen Teilen abgebildet. Die Darstellung der A. iliaca interna und der A. femoris profunda
kann allerdings limitiert sein wie in der (a) koronaren und der (c) sagittalen Ansicht. (b) und (d) zeigen dagegen
Probandenbilder, in denen die A. iliaca interna und die A. profunda femoris zu Teilen sichtbar sind (Pfeile).
(d) ist ein Beispiel für die Gefäßüberlagerung, die in sagittalen Scout-Ansichten unterhalb der Aortenbifurkation
auftreten kann. Nicht nur die Hauptgefäßstämme beider Beine haben die gleiche Position in anterior-posterior
Richtung, sondern auch die A. tibialis posterior und die A. fibularis.
in allen koronaren Ansichten dargestellt. Der Ursprung der A. tibialis anterior sowie deren proximaler Abschnitt werden dagegen nicht vollständig in den präsentierten koronaren Ansichten
visualisiert (Abb. 8.13(a/b)), aber in den sagittalen Ansichten (Abb. 8.13(c/d)). Ebenso variiert
die Bildqualität der A. iliaca interna und deren Abzweigung wie in Abb. 8.13(a/c), wohingegen
Abb. 8.13(b/d) Fälle zeigt, in denen die A. iliaca interna über eine längere Strecke abgebildet ist.
Genauso ist die A. profunda femoris abhängig vom Probanden unterschiedlich gut dargestellt,
d.h. eingeschränkt in Abb. 8.13(a/b/c) und besser in Abb. 8.13(d). In einigen koronaren ScoutAnsichten ist zudem die A. poplitea in kleinen Abschnitten unterbrochen (Abb. 8.13(a/b)),
wohingegen dieser Effekt nicht in den sagittalen Ansichten beobachtet werden kann.
Da in der A. poplitea hohe Blutflussgeschwindigkeiten vorherrschen und es augenscheinlich
keinen Grund für eine verschlechterte Darstellung gibt, wurde die Ursache der Signalverluste
für dieses Gefäß in koronaren Scout-Bildern genauer untersucht. In Abb. 8.14 sind die steadystate Signalintensitäten I(m, p, z), p ∈ [L + 1, L + PSS ] spaltenweise für alle Projektionen p einer
Schicht im Oberschenkel und einer Schicht im Knie darstellt (koronare Ansicht).
Für die Oberschenkelschicht ist deutlich der Signalzuwachs in der A. femoralis für Projektionen
zu erkennen, die während der Systole akquiriert wurden. Dieser bleibt dagegen in der Graphik
für die Knieschicht aus. Stattdessen kann ein insgesamt höheres Signal für alle Positionen m im
Vergleich zum Oberschenkel beobachtet werden. Diese Erkenntnis ist in guter Übereinstimmung
mit den anatomischen Begebenheiten. Für die meisten Körperbereiche in der Peripherie wird
neben subkutanem Fett überwiegend Muskelgewebe in die gewählte Phasenkodier-Richtung auf
Positionen m projeziert. Auf Höhe des Knies handelt es sich beim überwiegenden Teil des Gewebes aber um die Knochenstrukturen des Kniegelenks und damit auch um einen großen Anteil
an Knochenmark, das in T1 -gewichteten Projektionen ein hohes Signal generiert. Für Arterienpositionen in Knieschichten sind folglich die Signalschwankungen durch pulsatilen Fluss diesem
besonders hohen Hintergrundsignal überlagert und nur schwer zu detektieren. Die A. poplitea
ist daher in den meisten Fällen auch für gesunde Probanden unterbrochen.
110
8 Gefäß-Scout
Knie
I(m) [a.u.]
I(m) [a.u.]
Oberschenkel
arterielle Pulswelle
Projektion p
Projektion p
Abbildung 8.14: Steady-state Signalintensitäten I spaltenweise für die Projektionen p einer Oberschenkel- (links)
und Knieschicht (rechts) aufgetragen. Der systolische Signalanstieg, der in der A. femoralis für die Oberschenkelschicht zu beobachten ist (Pfeil), bleibt für die Knieschicht aus. Das Projektionssignal ist generell höher für die
Knieschicht.
Die qualitativen Beobachtungen spiegeln sich auch in den Ergebnissen der radiologischen Begutachtung der Gefäß-Scouts wider. Die Mittelwerte der vergebenen Noten und der Anteil der
sichtbaren Gefäßverzweigungen sind für alle zehn Probanden in Tab. 8.3 zusammengefasst. Die
Noten der A. iliaca interna sind klar reduziert genau wie die Sichtbarkeit der Gefäßverzweigung
der A. poplitea und A. tibialis anterior. Generell fallen die Bewertungen der sagittalen Ansichten besser aus als die der koronaren Ansichten. Ein gewichtetes κ von 0,7 (Standardabweichung
0,037) reflektiert eine gute Übereinstimmung der Gutachter.
Arterie
sagittale Ansicht
koronare Ansicht(l/r)
(1) Bauchaorta
2,9
2,7
(2) A. iliaca communis
2,9
2,1/2,5
(3) A. iliaca interna
1,5
0,4/0,4
(4) A. iliaca externa
2,9
2,4/2,9
(5) A. profunda femoris
2,3
2,1/2,1
(6) A. femoralis
2,9
3,0/3,0
(7) A. poplitea
2,9
1,8/2,7
(8) A. tibialis anterior
2,5
2,6/2,7
(9) A. tibialis posterior
2,7/2,5
(10) A. fibularis
2,4/2,6
(9,10)A. tibialis posterior/A. fibularis
2,6
(11) Aortenbifurkation
90%
(12) iliacale Bifurkation
100%
30%/30%
(13) femorale Bifurkation
100%
70%/80%
(14) Ursprung der A. tibialis anterior
80%
50%/60%
(15) Verweigung der A. tibialis posterior und A. fibularis
100%/100%
Tabelle 8.3: Mittelwerte der Bewertungen prominenter Gefäßabschnitte bzw. Anteil der sichtbaren Gefäßverzweigungen für alle zehn Probanden und beide Scout-Ansichten. Gefäßabschnitte und -verzweigungen wurden
für koronare Ansichten für jede Seite individuell bewertet, während diese in sagittalen Ansichten nicht zwingend
unterschieden werden konnten. Daher wurde nur ein Gefäßverlauf in sagittalen Scout-Ansichten begutachtet und
die möglicherweise überlappenden A. tibialis posterior und A. fibularis zusammengefasst.
Abbildung 8.15 zeigt den Vergleich des CMT- und eines typischen Mehrstationen-TOF-Scouts
für einen gesunden Probanden der Studie. Beide Techniken stellen den proximalen Teil des
peripheren Arteriensystems vergleichbar dar, wobei der Gefäß-Hintergrund Kontrast im CMTTOF-Scout höher ausfällt. Die Visualisierung der distalen Gefäße gelingt dagegen unterschiedlich
gut. Während die CMT-TOF-Technik die Unterschenkelarterien auch unterhalb der Abzweigung
8.5 Ergebnisse
111
Mehrstationen
CMT
TA=1:45min TA=1:45min
TA=2:21min
(a)
(b)
Abbildung 8.15: Koronare und sagittale (a) Mehrstationen- und (b) CMT-TOF-Scouts. Die Aufnahmezeit
betrug für die Mehrstationen-Daten, aus denen beide Ansichten simultan generiert werden konnten, T A = 2 :
21 min. Für den CMT-TOF-Scout wurde T A = 1 : 45 min für die Aufnahme einer jeden Ansicht benötigt.
der A. tibialis anterior darstellen kann, fehlen diese im Mehrstationen-Scout. Generell ist die
Bildqualität des CMT-TOF-Scouts deutlich besser im Vergleich zum Mehrstationen-Scout. Die
Aufnahmezeit des Mehrstationen-Scouts lag bei T A = 2 : 21 min und lieferte gleichzeitig die
koronare und sagittale Ansicht durch geeignete MIP-Rekonstruktion der 3D Daten. Der CMTTOF-Scout benötigte im Vergleich T A = 2 × 1 : 45 min = 3 : 30 min für die Akquisition beider
Scout-Ansichten.
8.5.6 Ergebnisse der Patientenstudie
Koronare und sagittale Scout-Aufnahmen von Patienten demonstrieren, dass der CMT-TOFScout auch bei vorliegenden arteriellen Pathologien die wesentlichen Gefäßstrukturen der Peripherie erfassen kann (Abb. 8.16, Abb. 8.17). Der Vergleich mit Probanden-Ergebnissen zeigt
aber, dass die Qualität der Gefäßdarstellung durch Artefakte reduziert wird, deren Ursachen in
den a priori bekannten Pathologien zu suchen sind.
In den koronaren Ansichten beider Patienten ist das Gefäßsignal in der linken A. iliaca communis bis hinab zur A. femoralis unterbrochen. Die anschließend durchgeführten DSA (Patient
1, Abb. 8.16(a)) bzw. CE-MRA (Patient 2, Abb. 8.17(a/c), Pfeil A) bestätigen eine hochgradige
Stenose für den Gefäßabschnitt, in dem das Gefäßsignal abbricht. Durch den Gefäßüberlapp
gelingt die Darstellung des iliakalen Bereichs in der sagittalen Ansicht von Patient 1 deutlich
besser im Vergleich zur koronaren Ansicht (Abb. 8.16(b)).
Die A. tibialis anterior und A. tibialis posterior kann weder in sagittalen noch koronaren
Ansichten von Patient 2 identifiziert werden. Die CE-MRA Untersuchung belegt einen Verschluss
dieser beiden Gefäße (Abb. 8.17(b/d), Pfeil B/C). Qualitative Begutachtung aller Patientendaten
lässt auf einen reduzierten Gefäßkontrast schließen im Vergleich zu Scout-Ansichten gesunder
Probanden. Die Ursache hierfür kann sicherlich im geringeren Fluss und in der reduzierten
Flusspulsatilität im arteriellen Gefäßsystem der Patienten gesucht werden.
112
8 Gefäß-Scout
sagittale Ansicht
koronare Ansicht
DSA
(a)
(b)
Abbildung 8.16: (a) Koronare und (b) sagittale Scout-Ansichten, die durch CMT-TOF-Aufnahmen von Patient
1 entstanden sind. Der iliakale Gefäßverschluss im linken Bein des Patienten kann in der koronaren Ansicht erkannt
werden (Pfeil) in Übereinstimmung mit der abgebildeten DSA-Aufnahme. Die Bildqualität der sagittalen Ansicht
ist ausreichend für die weitere Planung einer CE-MRA Studie und ist durch den Gefäßüberlapp beider Beine
weniger von Artefakten betroffen als die koronare Ansicht.
(A)
(A)
(A)
(B)
(B)
(B)
(B)
(C)
(C)
(C)
CE-MRA
(a)
(A)
CMT-TOF
(b)
(C)
CE-MRA
CMT-TOF
(c)
(d)
Abbildung 8.17: Koronare (a) und sagittale (c) MIP-Rekonstruktionen einer bolus-chase MRA, die für Patient
2 durchgeführt wurde. Befunde sind hier durch Pfeile gekennzeichnet: (A) Gefäßstenose in der linken A. iliaca
communis, (B) Verschluss der A. tibialis anterior, die unterhalb ihrer Abzweigung von der A. femoralis nicht
mehr dargestellt werden kann, (C) verschlossene A. tibialis posterior. Nur die A. fibularis verbleibt, um die distale
Peripherie zu versorgen. Diese Pathologien äußern sich auch in Signalverlusten in koronaren (b) und sagittalen
(d) CMT-TOF-Scouts: Die linke A. iliaca communis ist unterhalb der Stenose (A) nicht mehr abgebildet und im
Unterschenkel ist nur der Verlauf der A. fibularis anterior schemenhaft zu erkennen (B,C).
113
9 Beschleunigungsstrategien für die
CMT-TOF-MRA
Die folgenden Kapitel stellen neue Konzepte für eine Beschleunigung der CMT-TOF-MRA vor,
zu denen neben einer view-sharing-(VS-)Technik auch Verfahren für die parallele Bildgebung
zählen. Allen gemeinsam ist dabei, dass sie Signalinformationen benachbarter Positionen in
Schichtrichtung z zur Bildrekonstruktion nutzen.
9.1 View-sharing in Schichtrichtung
9.1.1 Aufnahmeschema
Beim VS-Verfahren, das im Rahmen der CMT-TOF-Arteriographie vorgestellt wurde (Kap. 7.2.1),
teilten sich mehrere Bilder derselben z-Position im Patientenkoordinatensystem äußere k-RaumSegmente. Für die gewünschte Beschleunigung der Datenakquisition werden nun Daten benachbarter z-Positionen für eine Bildrekonstruktion genutzt (VS in Schichtrichtung). Der volle kRaum wird zu diesem Zweck in drei Segmente (A)-(C) aufgeteilt, von denen das zentrale Segment für jede zweite, und die oberen und unteren für jede vierte Position z akquiriert werden
(Abb. 9.1(a)). Die Kombination eines jeden zentralen k-Raum-Segments (A) mit dem oberen und
ky
(A)
(A)
(B)
(B)
(C)
z
kx
(a)
(A)
(B)
(C)
(b)
Abbildung 9.1: (a) Aufnahmeschema für die VS-CMT-Technik zur Aufnahmebeschleunigung. Der k-Raum wird
in drei Segmente (A)-(C) geteilt, von denen das zentrale (A) für jede zweite z-Position akquiriert wird. Eine
VS-Schicht wird rekonstruiert, indem k-Raum-Segmente (A)-(C) dreier benachbarter z-Positionen kombiniert
werden (grau unterlegt). (b) zeigt k-Raum-Daten, die mit der VS-CMT-Sequenz enstprechend dem Schema aus
(a) aufgenommen wurden.
unteren Segment (B) bzw. (C) der jeweils benachbarten z-Positionen liefert einen vollen k-Raum.
Die Anzahl an axialen VS-Schichten NV S , die aus den an NS z-Positionen akquirierten k-RaumDaten rekonstruiert werden kann, beträgt NV S = [(NS − 1)/2]. Im Vergleich zu Aufnahmen
114
9 Beschleunigungsstrategien für die CMT-TOF-MRA
mit vollem k-Raum wird bei dem beschriebenen Schema die Anzahl der benötigten Phasenkodierschritte NP gedrittelt. Wird die Tischgeschwindigkeit einer VS-CMT-Aufnahme (vV S ) nun
entsprechend Gl. 5.1 gewählt (vV S = vT isch ) und das VS-Schema aus Abb. 9.1(a) für die Aufnahme von Bildern des venösen und arteriellen Sets bzw. von Maskenbildern angewendet, kann
die Datenaufnahme auf diese Weise um das bis zu Dreifache im Fall der CMT-TOF-Venographie
beschleunigt werden. Durch eine Reduktion der Tischgeschwindigkeit auf vV S = c · vT isch , c < 1
kann der Grad an VS flexibel justiert werden. Diese Wahl ist gleichbedeutend mit der Kombination von k-Raum-Segmenten, die nun überlappenden Schichten im Patientenkoordinatensystem zuzuordnen sind. Die effektive Schichtdicke der rekonstruierten VS-Schichten ist durch
ΔzV S = c ∗ Δz ∗ NS /NV S definiert.
Die VS-CMT-Technik wurde auf Basis einer CMT-FLASH-Sequenz implementiert. Die Anzahl der aufgenommenen k-Raum-Zeilen pro z-Position wurde zu diesem Zweck gedrittelt und
die k-Raum-Auslese entsprechend Abb. 9.1(a) durch geeignete Phasenkodierung für jede Schichtposition angepasst. Die ursprüngliche Ausdehnung des k-Raums blieb dabei aber erhalten.
Abbildung 9.1(b) zeigt exemplarisch k-Raum-Daten, die eine solche VS-CMT-Sequenz liefert.
Die Tischgeschwindigkeit ist für VS-CMT-Aufnahmen nun ein editierbarer Parameter, der auf
vV S = vT isch voreingestellt ist, aber auch jeden anderen positiven Wert annehmen kann.
Die Frequenznachführung für eine VS-CMT-Aufnahme musste an das VS-Aufnahmeschema
(Abb. 9.1(a)) angepasst werden. In die Berechnung der Frequenzen der HF-Pulse (Gl. 5.3) geht
nun die Tischgeschwindigkeit vV S ein. Zum anderen muss schon nach Abschluss der Aufnahme
eines k-Raum-Segments die Frequenz der HF-Pulse wieder auf Null gesetzt und für das nächste
Segment von neuem hochgezählt werden.
9.1.2 Qualitative Auswertung von in vivo Messungen
Der Bereich zwischen distalem Oberschenkel und proximalem Unterschenkel eines gesunden Probanden wurde mittels 2-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie untersucht. Messungen
fanden an einem 1, 5 T Tomographen (Magnetom Avanto, Firma Siemens, Medical Solutions, Erlangen) statt und Sequenzparameter glichen mit Ausnahme der Schichtdicke (Δz = 3, 5 mm),
der Bildmatrix=320 × 181 und T R = 19, 23 ms denen aus Tab. 6.1.
Es kamen aufeinanderfolgend drei verschiedene Protokolle zum Einsatz: Zwei 2-Schritt VSCMT-Messungen mit vV S = vT isch = 3 mm/s und vV S = 2/3 · vT isch = 2 mm/s (Schichtüberlapp
von 1, 2 mm) und eine konventionelle 2-Schritt CMT-Messung ohne VS mit vollständig aufgenommenem k-Raum (vT isch = 1 mm/s). K-Räume der VS-CMT-Daten wurden entsprechend
Abb. 9.1(a) kombiniert und durch FT rekonstruiert. Die Differenzdatensätze aller Messreihen
wurden in Bezug auf die Gefäßvisualisierung miteinander verglichen. Der Datensatz mit vollständig akquiriertem k-Raum wurde noch zusätzlich für einen retrospektiven Vergleich genutzt. Zu
diesem Zweck wurden 2/3 der Daten entsprechend dem VS-Schema aus Abb. 9.1(a) verworfen,
damit für ein und dieselbe Messung ein voll aufgelöster und ein VS-CMT-Datensatz vorlagen.
9.2 Parallele Bildgebungsverfahren
9.2.1 GRAPPA mit hohen Beschleunigungsfaktoren
Für alle vorgestellten Methoden der CMT-TOF-Venographie und -Arteriographie wurde bislang
zur Aufnahmebeschleunigung die parallele Bildgebung mit GRAPPA (Kap. 3.6.2) und einem
Beschleunigungsfaktor von RF =2 eingesetzt. Weitere Versuche (Kap. 9.2.3, Kap. 9.2.4) sollen
9.2 Parallele Bildgebungsverfahren
115
nun Aufschluss darüber geben, in wie weit der Reduktionsfaktor RF für eine akzeptable Bildqualität noch erhöht werden kann, und wie gut GRAPPA dann im Vergleich zu neu entwickelten
Methoden für die parallele Bildgebung (Kap. 9.2.2) abschneidet.
9.2.2 Peak-GRAPPA in Schichtrichtung
Als alternatives paralleles Bildgebungsverfahren zu GRAPPA wurde zuerst die Peak-GRAPPAMethode (parallel MRI with extended and averaged GRAPPA kernels) [135] auf ihre Eignung für
die Beschleunigung von CMT-TOF-Messungen getestet. Diese findet ursprünglich ihre Anwendung in der Beschleunigung von zeitaufgelösten MR-Messungen, bei denen Datensätze neben den
räumlichen auch eine zeitliche Dimension besitzen. Der Rekonstruktionskern für Peak-GRAPPA
ist im Gegensatz zur GRAPPA-Methode in ebendiese zeitliche Dimension ausgedehnt. Es werden so zu späteren Zeitpunkten akquirierte k-Raum-Daten derselben Schichtposition zur Bildrekonstruktion herangezogen unter der Annahme, dass sich das Messobjekt über die Zeit nur
geringfügig verändert.
Im Fall von CMT-Messungen liegen nun aber keine Datensätze mit einer Ausdehnung in
Zeitrichtung, sondern mit einer merklichen Ausdehnung in Schichtrichtung z vor. Der PeakGRAPPA-Algorithmus wurde diesen Überlegungen zufolge auf CMT-Messungen übertragen,
indem in der Kerngeometrie die Zeitrichtung durch die Schichtrichtung ersetzt wurde. Damit
ergibt sich die in Abb. 9.2(a) dargestellte Kerngeometrie für eine Peak-GRAPPA-Rekonstruktion
in Schichtrichtung.
kx
z
abgetastet
ausgelassen
Zielpunkt
Kern
ky
(a)
kx
z
abgetastet
ausgelassen
Zielpunkt
Kern
ky
(b)
Abbildung 9.2: (a) Kern für eine Peak-GRAPPA-Rekonstruktion (RF = 3) mit einer Kern-Ausdehnung in
Schichtrichtung. Der von Jung et al. [135] vorgeschlagene Kern wurde hierbei modifiziert, indem die Zeit- durch
die Schichtrichtung ersetzt wurde. Für Peak-GRAPPA werden nicht wie bei der herkömmlichen GRAPPARekonstruktion k-Raum-Zeilen, sondern k-Raum-Punkte entlang von Diagonalen ausgelassen. (b) Modifizierter
Peak-GRAPPA-Kern für RF = 3, dessen Ausdehnung in Schichtrichtung von fünf auf drei im Vergleich zum
konventionellen Peak-GRAPPA-Kern reduziert wurde.
Modifiziertes Peak-GRAPPA in Schichtrichtung Weiterhin wurde zur Aufnahmebeschleunigung der CMT-TOF-Venographie bzw. -Arteriographie noch eine dritte Kerngeometrie entwickelt und getestet. Hierfür wurde der in Kap. 9.2.2 eingeführte Peak-GRAPPA-Rekonstruktionskern leicht modifiziert, um eine Art Mittelweg zwischen diesem und dem herkömmlichen GRAPPAKern zu generieren. Zu diesem Zweck wurde die Ausdehnung des Peak-GRAPPA-Kerns aus
Abb. 9.2(a) in Schichtrichtung für einen Beschleunigungsfaktor von RF = 3 von fünf auf drei
reduziert (Abb. 9.2(b)).
116
9 Beschleunigungsstrategien für die CMT-TOF-MRA
9.2.3 Quantitative Auswertung von Phantom-Messungen
Für einen Vergleich der vorgestellten parallelen Bildgebungsstrategien zur Beschleunigung von
CMT-TOF-Aufnahmen, wurden zwei Wasserflaschen vermessen. Eine der Flaschen war dabei
parallel zum externen Magnetfeld und die andere in einem Winkel von etwa 10◦ zu diesem orientiert, um eine Veränderung des Messobjekts in Schichtrichtung z zu simulieren (Abb. 9.3).
Sequenzparameter glichen denen der 2-Schritt Methode für die Venographie (Tab. 6.1), allerdings wurde auf eine Beschleunigung der Datenaufnahme durch partial-Fourier- und parallele
Bildgebung verzichtet, um erstmal voll aufgelöste k-Raum-Daten zu gewinnen. Das MR-Signal
wurde in diesem Experiment nur mit einer Body Matrix Spule empfangen.
Phantom (parallel)
Phantom (schräg)
Patiententischrichtung bzw. z
Abbildung 9.3: Koronarer Schnitt durch die CMT-TOF-Daten der Phantommessung, der die Anordnung der
beiden Flaschen im Magnetfeld verdeutlicht.
Ein Matlab-Skript liest die k-Raum-Daten der Phantom-Messung ein und setzt retrospektiv
k-Raum-Zeilen (GRAPPA) bzw. k-Raum-Punkte entlang von Diagonalen (Peak-GRAPPA, modifiziertes Peak-GRAPPA) auf den Wert Null entsprechend eines Beschleunigungsfaktors von
RF = 3. Die resultierenden unterabgetasteten Datensätze und der voll aufgelöste Originaldatensatz wurden abschließend mittels GRAPPA-, Peak-GRAPPA- und modifiziertem PeakGRAPPA-Kern bzw. einfacher FT zu vier Bildserien rekonstruiert.
Die Bildqualität, die sich mit den verschiedenen Rekonstruktionsverfahren erzielen ließ, wurde
zum einen in Bezug auf Artefakt- und Rauschlevel visuell begutachtet und durch eine SN RAnalyse quantifiziert. Der SN R-Vergleich konnte hier allerdings nicht auf Basis einer HintergrundROI (Kap. 3.4.5) erfolgen, da verschiedene Rekonstruktionstypen unterabgetasteter Daten mit
Rekonstruktionen vollaufgelöster Daten verglichen werden sollen, die sich alle im Rauschverhalten unterscheiden. Das Signal und das ortsabhängige Rauschen müssen in diesem Fall an
derselben Position ausgewertet werden.
Die Arbeit von Dietrich et al. [136] vergleicht verschiedene Verfahren, die in solchen Fällen
für eine SN R-Quantifizierung in Frage kommen. Die sog. Differenzmethode [136], [137] lieferte
in dieser Studie die exaktesten Ergebnisse und wurde daher auch hier für einen SN R-Vergleich
herangezogen. Es bedarf für dieses Verfahren allerdings zweier Messsungen derselben Region
mit identischen Sequenzparametern (M essung1 und M essung2). Die Phantommessung wurde
daher wiederholt und eine ROI-Analyse in Summen- und Differenzbildern lieferte Werte für
9.2 Parallele Bildgebungsverfahren
117
SN R = SN Rdif f nach folgender Berechnung:
SN Rdif f =
1
2
· M EANROI (M essung1 + M essung2)
· SDROI (M essung1 − M essung2)
√1
2
(9.1)
Hierbei bezeichnen M EANROI und SDROI Operatoren zur Berechnung des Mittelwerts bzw.
der Standardabweichung der Signalintensitäten des ausgewählten Bildbereichs, der in diesem
Fall den gesamten Phantomquerschnitt umfasste.
Alle Rekonstruktionen wurden anschließend nochmals durchgeführt diesmal mit Datensätzen,
aus denen jede zweite Schicht retrospektiv entfernt wurde. So wurde für die schräg angeordnete
Flasche künstlich die Veränderung des Messobjekts in Schichtrichtung verstärkt und Auswirkungen der verwendeten Kerngeometrien wurden so deutlicher.
9.2.4 Qualitative Auswertung von in vivo Messungen
Für einen in vivo Vergleich der verschiedenen Rekonstruktionskerne wurde der proximale Oberschenkel eines gesunden Probanden mittels 2-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie
(Kap. 6.2.1) untersucht. Zum Signalempfang dienten dabei Elemente der Body Matrix und der
im Patiententisch integrierten Spule. Sequenzparameter aus Tab. 6.1 kamen dabei zum Einsatz, allerdings wurde wie im Fall der Phantommessungen wieder auf den Einsatz der parallelen
und partial-Fourier-Bildgebung während der Datenaufnahme verzichtet, um voll aufgelöste kRaum-Datensätze zu erhalten. Bilder des venösen Sets und Maskenbilder wurden wie auch die
Phantombilder einmal per FT der vollen k-Raum-Daten und drei weitere Male per GRAPPA-,
Peak-GRAPPA- und modifizierter Peak-GRAPPA-Rekonstruktion erstellt, nachdem k-RaumDaten entsprechend des jeweiligen Rekonstruktionstyps und RF = 3 entfernt wurden. Artefaktund Rauschlevel der verschiedenen Beschleunigungstechniken wurden abschließend verglichen.
118
9 Beschleunigungsstrategien für die CMT-TOF-MRA
9.3 Ergebnisse
9.3.1 In vivo Ergebnisse für view-sharing in Schichtrichtung
Abbildung 9.4 zeigt Unterschenkelausschnitte von 2-Schritt Venogrammen, für die Bilder des venösen Sets und Maskenbilder auf Basis voller k-Raum-Daten und akquirierter VS-CMT-Daten
rekonstruiert wurden. Im Vergleich zeigen sich in VS-CMT-Aufnahmen mit vV S = vT isch ohvoller k-Raum
VS
Schichtüberlapp
VS ohne
Schichtüberlapp
Abbildung 9.4: Koronare MIP und MIP-Ausschnitte venöser 2-Schritt Differenzbilder, die auf Basis voller kRaum-Daten und akquirierter VS-Daten mit und ohne Schichtüberlapp rekonstruiert wurden. Pfeile markieren
kleine Gefäße bzw. Gefäßabschnitte, deren Darstellung in VS-CMT-Venogrammen eingeschränkt ist. Überlappen
allerdings die Schichten, denen die kombinierten k-Raum-Segmente angehören, ist der Grad an VS reduziert und
die Bildqualität mit der der vollaufgelösten Aufnahme vergleichbar.
ne Schichtüberlapp Signalverluste für Gefäße mit kleinen Durchmessern (Pfeile). Gehören die
kombinierten k-Raum-Segmente der VS-CMT-Aufnahme allerdings überlappenden Schichten an,
können diese unter dem Einsatz längerer Messzeiten deutlich reduziert werden. Dann werden
auch die kleinen Gefäße im Unterschenkelbereich in einer Qualität dargestellt ähnlich, wie sie
die Aufnahme mit vollständigem k-Raum gestattet.
Abbildung 9.5 zeigt die axiale Schicht eines venösen 2-Schritt Differenzdatensatzes, der einmal aus vollen k-Raum-Daten und einmal aus nachträglich erstellten VS-CMT-Daten derselben
Aufnahme rekonstruiert wurde.
voller k-Raum
View-Sharing in Schichtrichtung
(a)
(b)
Abbildung 9.5: Axiale Schicht eines venösen 2-Schritt Differenzdatensatzes rekonstruiert auf Basis vollständiger
k-Raum-Daten (a) und retrospektiv erzeugter VS-Daten (b).
Dieser Vergleich schließt somit aus, dass kleine Interscan-Variationen einen Einfluss auf die
Bildqualität haben. Beide Bilder sind von vergleichbarer Qualität und stellen die kleinen distalen
9.3 Ergebnisse
119
Venen des tiefen und oberflächlichen Systems dar. Geringfügige Unterschiede in Gefäßpositionen
und -durchmessern sind zu verzeichnen. Ursächlich hierfür ist sicherlich die Kombination von
Daten unterschiedlicher z-Positionen für Gefäße, die einen Winkel zum Magnetfeld in z-Richtung
einschließen oder ihre Größe entlang dieser Richtung verändern.
9.3.2 Rausch- und Artefaktlevel in Phantom-Rekonstruktionen mit den neuen
Kerngeometrien für die parallele Bildgebung
Im Vergleich zu Phantombildern, die auf der Basis der vollen k-Raum-Daten rekonstruiert wurden (Abb. 9.6(a)), kann in der GRAPPA-Rekonstruktion mit RF = 3 eine starke, ortsabhängige
Rauschverstärkung beobachtet werden (Abb. 9.6(b)). Diese ist dagegen nicht so ausgeprägt für
die beiden Peak-GRAPPA basierten Rekonstruktionen in Abb. 9.6(c) und Abb. 9.6(d). Allerdings zeigen sich in letzteren stattdessen geringe Signalgeister für die schräg angeordnete Wasserflasche. Diese Einfaltungsartefakte sind deutlicher in den Abbildungen 9.6(e) und 9.6(f) zu
erkennen, die den Gradienten in Phasenkodier-Richtung (Sobel) der Differenz zwischen PeakGRAPPA-bzw. modifizierter Peak-GRAPPA-Rekonstruktion und der Rekonstruktion mit vollen
k-Raum-Daten abbildet. Sie fallen im Vergleich allerdings geringer zu Gunsten des modifizierten
Peak-GRAPPA-Kerns aus.
Die deutliche Rauschverstärkung, die in den Phantombildern für die GRAPPA-Rekonstruktion
mit RF = 3 sichtbar wurde, spiegelt sich auch in den Ergebnissen der SN R-Analyse wider
(Abb. 9.7). Hier ist ein deutlicher Signalverlust (65%) innerhalb des Auswertebereichs für den
GRAPPA-Kern bei der gegebenen Spulengeometrie zu verzeichnen. Die beiden Peak-GRAPPA
basierten Rekonstruktionen zeigen dagegen ein gutes Signalverhalten mit nur geringfügigen
SN R-Einbußen im Vergleich zur Rekonstruktion mit vollen k-Raum-Daten. Die konventionelle
Peak-GRAPPA-Methode schneidet dabei mit leicht geringeren Signalverlusten im Vergleich zur
modifizierten Methode ab (11% gegenüber 21%).
Abbildung 9.8 zeigt die wiederholte Rekonstruktion der Phantomdaten, aus denen nachträglich
jede zweite Schicht entfernt wurde. Es zeigt sich im Vergleich zur Rekonstruktion der Originaldaten (Abb. 9.6) eine deutliche Verstärkung der Signalgeister für die schräg angeordnete Flasche
und die beiden Peak-GRAPPA-Kerne, die als einzige eine Ausdehnung in Schichtrichtung aufweisen. Alle weiteren Rekonstruktionen bleiben unberührt.
9.3.3 Qualität von in vivo Rekonstruktionen mit den neuen Kerngeometrien für die
parallele Bildgebung
In rekonstruierten, venösen 2-Schritt Differenzbildern wurden für keinen der Rekonstruktionstypen Signalgeister sichtbar (Abb. 9.9). Wie auch für die Phantomdaten zeigte sich allerdings eine
deutliche Rauschverstärkung in den GRAPPA-Bildern für RF = 3 (Abb. 9.9(b)) und die gegebene Spulenkonfiguration. Die koronare MIP der modifizierten Peak-GRAPPA-Rekonstruktion
belegt, dass mit diesem Beschleunigungsverfahren eine artefaktfreie Darstellung des Venensystems möglich ist. (Abb. 9.9(e)).
120
9 Beschleunigungsstrategien für die CMT-TOF-MRA
voller k−Raum
GRAPPA (RF=3)
schräges Phantom
(a)
Peak−GRAPPA (RF)=3)
(c)
Peak−GRAPPA (RF=3)
(e)
(b)
modifiziertes Peak−GRAPPA (RF=3)
(d)
modifiziertes Peak−GRAPPA (RF=3)
(f)
Abbildung 9.6: Phantombilder, die aus (a) vollen und (b-d) nachträglich unterabgetasteten k-Raum-Daten
mithilfe einer FT (a) bzw. des GRAPPA-Kerns (b), des Peak-GRAPPA-Kerns (c) und des modifizierten PeakGRAPPA-Kerns (d) (jeweils RF = 3) rekonstruiert wurden. Die Abbildungen (e) und (f) zeigen den Gradienten
der Differenz aus Peak-GRAPPA- bzw. modifizierter Peak-GRAPPA-Rekonstruktion und der Rekonstruktion der
vollen k-Raum-Daten.
9.3 Ergebnisse
121
voller k-Raum
GRAPPA, RF=3
Peak-GRAPPA, RF=3
modifiziertes Peak-GRAPPA, RF=3
27,12
24,01
25
21,37
SNR Diff [a.u.]
20
15
10
9,46
5
0
Abbildung 9.7: Ergebnisse der SN R-Analyse der Phantommessungen. Hierfür wurde mit der Differenzmethode
[136] SN RDif f aus zwei identischen Messreihen berechnet. Die GRAPPA-Rekonstruktion erzielt im Vergleich zu
den Peak-GRAPPA basierten Rekonstruktionen ein deutlich schlechteres Resultat.
voller k−Raum
(a)
Peak−GRAPPA (RF=3)
(c)
GRAPPA (RF=3)
(b)
modifiziertes Peak−GRAPPA (RF=3)
(d)
Abbildung 9.8: Erneute Rekonstruktion der Phantomdaten, aus denen nachträglich jede zweite Schicht entfernt
wurde. Im Vergleich zu den Rekonstruktionen der Originaldaten zeigen sich stärkere Signalgeister für die beiden
Peak-GRAPPA basierten Methoden in (c) und (d).
122
9 Beschleunigungsstrategien für die CMT-TOF-MRA
voller k−Raum
GRAPPA (RF=3)
(a)
(b)
Peak−GRAPPA (RF=3)
modifiziertes Peak−GRAPPA (RF=3)
(c)
(d)
modifiziertes Peak-GRAPPA (RF=3)
(e)
Abbildung 9.9: Venöse CMT-TOF-Bilder des Oberschenkels, die mit (a) vollen k-Raum-Daten und einer (b)
GRAPPA-, (c) Peak-GRAPPA- und (d) modifizierten Peak-GRAPPA-Rekonstruktion erzeugt wurden. (e) zeigt
die MIP der rekonstruierten modifizierten Peak-GRAPPA-Bilder.
123
10 Diskussion
Die erstmalige Kombination der TOF-MRA mit einer CMT-Datenaufnahme hat sich als ein vielversprechendes Verfahren für eine zeitlich effiziente Darstellung des peripheren Gefäßsystems ohne Kontrastmittelinjektion erwiesen. Neuentwicklungen auf diesem Gebiet fanden Anwendung in
einer Venographie, einer Arteriographie sowie einer schnellen Übersichtsmessung (Gefäß-Scout).
Weiterhin wurden potentielle Strategien für die Beschleunigung der CMT-TOF-MRA aufgezeigt.
Alle Verfahren wurden umfangreich in Probanden- und Patientenstudien getestet.
Die CMT-Technik wurde in dieser Arbeit dabei dem Mehrstationenansatz vorgezogen, um
die räumliche Abdeckung der herkömmlichen TOF-MRA zu erweitern. Sie ist die zeitlich effizientere Variante, da Tischbewegungen zwischen Stationen und ein doppeltes Vermessen im
Überlappbereich von Stationen entfallen [7], [8]. Zudem bietet der CMT-Ansatz deutlich mehr
Raum für Neuentwicklungen als dies der Mehrstationenansatz getan hätte. Denn für letzteren
gleicht der Ablauf an jeder einzelnen Station dem einer stationären Messung und bislang entwickelte Sequenzen und Protokolle hätten ohne jegliche Änderung übernommen werden können.
Die Entscheidung zu Gunsten der CMT-Technik liegt aber zuletzt auch darin begründet, dass
sie sich an der Uniklinik Freiburg für die morphologische Bildgebung bereits bewährt und Einzug in die klinische Routine gehalten hat [138], [126], [124], [125]. Der Versuch, nun auch ein
Angiographieverfahren mit CMT-Aufnahme zu entwickeln und möglicherweise zu etablieren, lag
daher nahe.
Bislang gab es nur Versuche, die CE-MRA mit einer CMT-Messung zu kombinieren [7]. Durch
die synchrone Kontrastmittelinjektion verlangt die Fusion beider Techniken allerdings eine Vielzahl an Überlegungen, um die zeitliche Abfolge für eine maximale Gefäßkontrastierung optimal zu gestalten. Die CMT-CE-MRA hat sich durch die erst späte Entwicklung der CMTDatenaufnahme bislang auch noch nicht in der klinischen Routine etabliert, ganz im Gegensatz
zur Mehrstationen-CE-MRA. Für letztere ist aber eine gelungene zeitliche Abstimmung von
Kontrastmittelinjektion, Tischvorschub und Datenaufnahme ebenso entscheidend für den Gefäßkontrast im Angiogramm. Wenn die Dauer der Akquisition einer Station die Bolus-Laufzeit
im Gefäß über- oder unterschreitet, hat der Kontrastmittelbolus die Untersuchungsregion bereits verlassen oder noch nicht betreten und die Darstellung von Venen oder Arterien ist limitiert. In Kap. 4.4.4 wurden bereits verschiedene Vorbereitungsmessungen vorgestellt, die die
Mehrstationen-CE-MRA in diesem Sinne unterstützen können, aber auch die Messzeit merklich
verlängern. Aktuell wird daher auch versucht, durch den Einsatz von Vorwissen auf diese zu
verzichten. So bestimmten Maki et al. 2010 [139] bespielsweise Bolustransitzeiten für ein Patientenkollektiv, an denen sich die zeitliche Abfolge einer Mehrstationen-CE-MRA orientieren
soll.
Selbst wenn die zeitliche Abfolge einer CE-MRA Untersuchung gelingt, kann zwar eine qualitativ hochwertige Arteriendarstellung gelingen, die Venendarstellung bleibt aber dennoch erschwert. Da das Kontrastmittel erst das arterielle Gefäßsystem passiert, ist das Arteriensignal
zum Zeitpunkt der Datenaufnahme immer noch deutlich verstärkt und damit nicht vollständig
in Venogrammen unterdrückt. Selbst die nachfolgende Injektion einer Kochsalzlösung kann das
Arteriensignal nicht ausreichend senken und das hohe Venensignal gleichzeitig erhalten. Eine
124
10 Diskussion
CE-MR-Venographie ohne arterielle Signalkontamination kann daher nur durch direkte Injektion des Kontrastmittels in eine distale Vene und Verwendung einer Staubinde gelingen, wie in
beispielsweise in [100] und [140] gezeigt.
Eine arterielle Signalkontamination in Venogrammen bzw. eine venöse Signalkontamination in
Arteriogrammen kann dagegen leicht und zuverlässig für die hier genutzte TOF-MRA mithilfe
räumlicher Sättigerschichten realisiert werden. Zudem ist die TOF-MRA nicht den beschriebenen
zeitlichen Restriktionen einer CE-MRA unterworfen. Sie kommt ohne eine Kontrastmittelgabe
aus, da ihr Mechanismus zur Gefäßkontrastierung auf einem Flussphänomen beruht.
Mit dem Fokus auf einer nicht kontrastverstärkten Technik folgte man in dieser Arbeit damit
ganz dem zuletzt beobachteten Trend. Dieser trat ein, nachdem auf einen möglichen Zusammenhang zwischen NSF und der Gabe eines jodhaltigen Kontrastmittels hingewiesen wurde [3].
In diesem Zuge kam auch die EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE-MRA [85] (Kap. 4.4.3)
auf, die von Miyazaki et al. als einziges nicht-kontrastmittelverstärktes Verfahren neben der 2D
TOF-MRA für eine Angiographie der unteren Extremitäten empfohlen wird [2]. Für diese ist die
erzielbare Bildqualität aber ebenso wie für die CE-MRA von einer optimalen zeitlichen Abfolge
abhängig. Bei nicht exakter systolischer und diastolischer EKG-Triggerung der Datenaufnahme wird der Gefäßkontrast gemindert. Zur größeren Stabilität der Technik werden zwar zwei
vorbereitende Messungen empfohlen, die aber zusätzliche Messzeit benötigen und bei stärkeren
Schwankungen des Herzrhythmus keine große Hilfe darstellen. Miyazaki et al. weisen daher schon
in ihrer Arbeit darauf hin, dass die EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE-MRA für Patienten
mit Arrhythmien keine zuverlässigen Ergebnisse liefert. Auch für Patienten mit Gefäßerkrankungen wie Aneurysmen, bei denen die Annahmen eines schnellen systolischen und eines langsamen
diastolischen Blutflusses nicht mehr zwangsläufig erfüllt sind, ist ein hoher Gefäßkontrast in Differenzbildern nicht garantiert. Regionen mit verlangsamtem Fluss könnten dann fälschlicherweise
als Stenosen interpretiert werden.
Generell wären MRA-Techniken, die auf einer herkömmlichen EKG-Triggerung basieren, ohnehin nicht mit einer CMT-Messung vereinbar gewesen. Die kontinuierliche Tischbewegung und
Datenakquisition kann nicht in Abhängigkeit vom aktuellen Zeitpunkt im EKG-Zyklus unterbrochen und fortgesetzt werden. Dies würde eine ständige Beschleunigung des Patiententischs
bedeuten, die durch Frequenznachführung nicht mehr hinreichend kompensiert werden könnte.
Auch eine potentielle Kombination der CMT-Datenaufnahme mit einer PC-MRA (Kap. 4.4.2)
wäre von dieser Problematik betroffen.
Es konnten in dieser Arbeit allerdings auch einige Limitationen der CMT-TOF-MRA aufgedeckt werden, die sich im Wesentlichen aus bereits bekannten Problemen der TOF-MRA ergaben
und auch nicht durch die Kombination mit einer CMT-Datenakquisition behoben werden konnten. Hier ist insbesondere die schlechte Visualisierung von Gefäßen zu nennen, die in der Ebene
der Aufnahmeschicht verlaufen. Die gewählte axiale Schichtorientierung konnte zwar für den
Großteil der peripheren Gefäße, die sich hauptsächlich in Kopf-Fuß-Richtung erstrecken, eine
gute Kontrastierung sicherstellen, dennoch gab es kritische Gefäßabschnitte, die von zum Teil
starken Signalverlusten in Venogrammen, Arteriogrammen und Scout-Bildern gesunder Probanden betroffen waren. Dazu zählen insbesondere die proximale V. tibialis anterior bzw. A. tibialis
anterior, die in einem großen Winkel von der V. poplitea bzw. A. poplitea abzweigen. Ein ähnlicher Fall liegt für die Gefäße vor, die die Nieren versorgen. Der beschriebene Effekt konnte
aber nicht nur in gesunden Probanden, sondern auch für einen Patienten mit venöser Pathologie
beobachtet werden (Abb. 6.13). In diesem Fall wurden kleine Gefäßabschnitte der gekrümmten
varikösen V. saphena parva nicht abgebildet, da sie in der axialen Ebene verliefen. Trotz des
Signalverlustes in stark gewundenen Bereichen, konnte die befallene Vene aber dennoch identi-
125
fiziert und ihre Insuffizienz festgestellt werden.
Eine weitere Einschränkung der CMT-TOF-MRA ist sicherlich die limitierte räumliche Auflösung der Bilder, die sich mit dem TOF-Kontrast erzielen lässt. Diese ist nicht ausreichend,
um sehr feine Gefäße wie beispielsweise Perforansvenen, kleine Muskelarterien- und venen oder
Arterien und Venen im distalen Unterschenkel-/Knöchelbereich darzustellen. Hinzu kommt, dass
der Blutfluss in kleinen Gefäßen sehr langsam ist, das SN R bzw. CN R dadurch weiter reduziert und die Gefäßdetektion erschwert. Eine mögliche Lösung für eine generelle Verbesserung
der Gefäßdarstellung kann der Transfer der CMT-TOF-Methoden von 1, 5 T zu einer Feldstärke
von 3 T sein. Wie bereits für die intrakraniellen Gefäße gezeigt [141], [142], kann das intrinsisch
höhere SN R kombiniert mit den längeren T1 -Relaxationszeiten bei höheren Feldstärken zu einer
deutlich besseren Gefäßvisualisierung in TOF-Aufnahmen genutzt werden.
Für eine gute Gefäßkontrastierung insbesondere in MIP-Rekonstruktionen war eine zuverlässige Sättigung des Fettsignals in CMT-TOF-Bildern bzw. -Projektionen unabdingbar. Ein
bewährtes Verfahren hierfür wäre eine Fettsättigung auf Basis der chemischen Verschiebung
zwischen Fett und Wasser gewesen, die allerdings sehr anfällig für Inhomogenitäten des statischen Magnetfelds B0 ist. Da für CMT-Messungen Justagen wie die Abstimmung der Larmorfrequenz nur in der Startregion erfolgen, verliert eine solche Fettsättigung mit fortschreitender
Messzeit an Effizienz (Abb. 6.1). Außerhalb des Justagevolumens machen sich Inhomogenitäten
des Magnetfelds bemerkbar, die alleine durch die Suszeptibilitätsvariationen im menschlichen
Körper immer vorhanden sind. Die Larmorfrequenz der in Fett gebundenen Wasserstoffkerne
stimmt außerhalb des Justagebereichs nicht mehr mit dem Justagewert überein. Aus diesem
Grund basiert die Unterdrückung des Fettsignals für alle entwickelten CMT-TOF-Methoden auf
einer Bild- bzw. Projektionssubtraktion ganz analog zu anderen Angiographie-Verfahren wie der
DSA und der PC-MRA. Es hat sich gezeigt, dass diese Variante sehr robust und im Vergleich
sogar die zeitlich effizientere war. Denn eine potentielle Fettsättigung auf Basis der chemischen
Verschiebung hätte zusätzliche Pulse mit einer geringen Bandbreite benötigt. Die Aufnahmezeit
läge dadurch in der Größenordnung der 2-Schritt Methode aber deutlich über der der 1-Schritt
Methode.
Es muss allerdings erwähnt werden, dass nur dann eine perfekte Unterdrückung des Fettsignal durch Bild- bzw. Projektionssubtraktion gelingen kann, wenn für jede Schichtposition
artefaktfreie Bilder bzw. Projektionen akquiriert werden können. Selbst Artefakte mit geringer
Signalintensität können in subtrahierten und abschließend prozessierten MIP-Rekonstruktionen
sichtbar werden, wenn sie sich unterschiedlich stark in subtrahierten Bildern oder Projektionen
oder für verschiedene Schichtpositionen äußern. Eine Ursache für beobachtete geringe Artefakte können sicher immer die verwendeten räumlichen Sättigerschichten sein. Die in diesem
Zusammenhang ausgespielten HF-Pulse können für die Aufnahmeschichten die Signalentwicklung in den steady-state Zustand stören, wenn beispielsweise das zugehörige Pulsprofil deutlich
von einer Rechteckform abweicht. Ein variierendes Artefaktlevel verursacht dann horizontale
Bänder in Venogrammen (Abb. 6.12, Abb. 6.13), Arteriogrammen und Scout-Bildern. Da die
Anordnung von Sättiger- und Aufnahmeschichten insbesondere für die 1-Schritt Methode der
CMT-TOF-Venographie und -Arteriographie bereits in dieser Arbeit optimiert wurde, müsste
für eine weitere Verbesserung im Bereich der Datennachverarbeitung gesucht werden.
Eine weitere Alternative für eine Fettsättigung in CMT-TOF-Daten wäre prinzipiell auch
die inversion recovery (IR) Technik gewesen (Kap. 3.4.4), die nur geringfügig anfällig für B0 Inhomogenitäten ist. Um möglichst effizient mit diesem Verfahren zu arbeiten, müsste hierbei
allerdings die Totzeit T I sinnvoll genutzt werden. Dies kann nur durch die Erhöhung der Anzahl an Schichten NS erzielt werden, die innerhalb eines Intervalls T R der Reihe nach angeregt
126
10 Diskussion
werden. Damit würde aber automatisch auch der räumliche Abstand akquirierter Schichten zum
Isozentrum steigen. Wie auch beim Mehrstationenansatz hat dies Verzerrungen durch nichtlineare Gradienten in Randbereichen zur Folge und man würde somit den Vorteil, den eine
zentrumsnahe CMT-Messung gegenüber dem Mehrstationenansatz hat, aufgeben. Eine Abhilfe
könnte hier nur die Anwendung der SMS-Technik [123] schaffen. Aber selbst wenn diese eine
artefaktfreie Darstellung ermöglicht, bleibt es dennoch fraglich, ob eine Fettsättigung durch IR
die effizientere Variante wäre. Zudem invertieren die 180◦ -IR-Pulse, wenn diese zur Zeitersparnis
nicht frequenzselektiv sind, die Magnetisierung sämtlichen Gewebes im Aufnahmevolumen und
können damit nicht nur den Bildkontrast verändern, sondern auch interessantes Signal reduzieren.
Bislang wurden nun ganz allgemeine Aspekte diskutiert, die alle in dieser Arbeit entwickelten
CMT-TOF-Techniken betreffen. In den folgenden Abschnitten werden diese jetzt im einzelnen
betrachtet und spezifische Probleme angesprochen.
CMT-TOF-Venographie
Als Einstieg in die CMT-TOF-MRA wurde in dieser Arbeit die Venendarstellung gewählt. Hier
lag der Fokus auf der Entwicklung neuer Aufnahmestrategien, da durch die nahezu konstanten
Flussverhältnisse in den peripheren Venen keine weiteren Techniken für eine Kompensation
von Flussartefakten implementiert werden mussten. Die anfangs entwickelte 2-Schritt Methode
lieferte auf direktem Wege den benötigten Differenzdatensatz der Messregion und demonstrierte
prinzipiell, dass mithilfe räumlicher Sättigerschichten und Bildsubtraktion Signal von Fett und
statischem Hintergrundgewebe zuverlässig unterdrückt werden konnte. Dieser Ansatz war aber
durch den nötigen Tischverschub zwischen den beiden Durchläufen nicht sonderlich effizient und
zudem sehr anfällig für Bewegungen des Patienten. Der zeitliche Abstand zwischen der Aufnahme
von Bildern des venösen Sets und Maskenbildern derselben Schichtposition entspricht für die 2Schritt Methode nämlich der Zeit, die für die Aufnahme des gesamten erweiterten F OV benötigt
wird. Im schlimmsten Fall sorgt eine Patientenbewegung zwischen beiden Durchläufen dafür, dass
venöses Bildset und Maskenbilder für den gesamten Aufnahmebereich gegeneinander verschoben
sind und die Unterdrückung von Fett und statischem Hintergrund nicht mehr vollständig gelingt.
Ein solches Phänomen konnte in abgeschwächter Form für eine Patientenmessung mit der 2Schritt Methode beobachtet werden (Abb. 6.14).
Um die zeitliche Effizienz zu steigern und die Bewegungsanfälligkeit zu reduzieren, wurde die
1-Schritt Methode entwickelt. Diese akquiriert die beiden Bildsets für die Subtraktion simultan
in einer einzigen kontinuierlichen Messung. Gleichzeitig wird durch das neue Akquisitionsschema
der zeitliche Abstand zwischen der Aufnahme eines Bildes des venösen Sets und des zugehörigen
Maskenbildes auf die Dauer reduziert, die die Aufnahme von sieben Bildpaaren erfordert. Die
bessere räumliche Deckung beider Bildsets spiegelt sich auch in den Ergebnissen der qualitativen
Venogramm-Bewertung durch zwei Radiologen wider, die insbesondere für die kleinen distalen
Venen besser zu Gunsten der 1-Schritt Methode ausfiel.
Optimal für die Qualität der Differenzbilder ist aber in jedem Fall ein Aufnahmeschema,
für das es keine zeitliche Lücke zwischen der Aufnahme eines Bildes des venösen Sets und des
zugehörigen Maskenbildes gibt. Dies könnte realisiert werden, indem in einem Einzelschichtexperiment die Aufnahme an jeder Schichtposition zweimal unmittelbar aufeinander erfolgt, einmal
bei Sättigung des arteriellen Blutsignals und einmal bei Sättigung des arteriellen und venösen
Blutsignals. Ein solches Aufnahmeschema wurde unter Anpassung der Frequenznachführung zu
Testzwecken implementiert.
127
Das Ergebnis eines in vivo Experiments ist in Abb. 10.1 zu sehen. Es zeigte sich, dass das
Abbildung 10.1: Ausschnitt der koronaren MIP-Rekonstruktion eines venösen Differenzdatensatzes auf Höhe des
proximalen Oberschenkels, für den Bilder des venösen Sets und Maskenbilder unmittelbar nacheinander akquiriert
wurden. Mit Ausnahme der ersten Schichtposition (Pfeile) wird das Venensignal in Bildern des venösen Sets und
damit auch in Differenzbildern gesättigt.
Venensignal in Bildern des venösen Sets und damit auch in Differenzbildern mit Ausnahme der
ersten Schichtposition nur von geringer Intensität war. Die Magnetisierung venöser Blutspins
kann sich nach Sättigung für die Aufnahme des Maskenbildes an der ersten Schichtposition
nicht ausreichend schnell erholen, um im venösen Bild an der zweiten Schichtposition wieder
einen wesentlichen Signalbeitrag zu generieren. Analog äußerte sich dieses Problem auch für
die Folgeschichten. Daher kann eine zeitlicher Abstand zwischen der Aufnahme eines Bildes
des venösen Sets und des zugehörigen Maskenbildes nicht vermieden werden. Will man diesen
nicht ungenutzt verstreichen lassen, kann dies nur durch das Fortführen der Aufnahme an einer
anderen räumlichen Position geschehen, wie es eben durch das Aufnahemschema der 1-Schritt
Methode realisiert wurde.
Die Entscheidung zu Gunsten eines räumlichen Abstands sorgte allerdings auch dafür, dass die
1-Schritt Methode im Vergleich zur 2-Schritt Methode deutlich anfälliger für Magnetfeldinhomogenitäten und Nichtlinearitäten der Gradientenfelder war. Nicht-symmetrische Abweichungen
des Magnetfelds oder der Magnetfeldgradienten in Bezug auf das Isozentrum des Tomographen
haben unterschiedliche Auswirkungen auf Bilder des venösen Sets und Maskenbilder und verursachen Fehler in subtrahierten Bildern. Um diesen Effekt möglichst gering zu halten, wurde
die Dicke der Sättigerschicht und deren Abstand zu den beiden Aufnahmeschichten im Schema
der 1-Schritt Methode möglichst gering gehalten (Kap. 6.2.2). Für die gezeigten 1-Schritt Messungen von Probanden und Patienten reichte dieser Optimierungsschritt aus. Für Messungen
an MR-Tomographen mit verkürztem Magneten und größerer Öffnung, für die die Homogenität
des statischen Magnetfelds und die Linearität der Gradientenfelder in Randbereichen deutlich
schwieriger zu erzielen ist, kann die Bildqualität von Venogrammen allerdings limitiert sein
(Abb. 10.2).
Zeitlich hat das 1-Schritt Schema aber einen deutlichen Vorteil gegenüber dem 2-Schritt Schema. Die benötigte Messzeit konnte um etwa 30% durch das verschachelte Mehrschichtexperiment (NS = 2) und die geringere Anzahl an ausgespielten räumlichen Sättigerpulsen gesenkt
werden. Die einfachste Variante für eine weitere Verkürzung der Messzeit wäre das Verzichten
auf die Bildsubtraktion und damit auf die Aufnahme des Sets an Maskenbildern gewesen. Da
aber wesentliche Teile des venösen Gefäßsystems direkt im subkutanen und intermuskulären Fett
eingebettet sind, ist der diagnostische Wert der Bilder des venösen Sets allein nicht ausreichend.
In einer Probandenstudie zeigte sich, dass beide Strategien für die CMT-TOF-Venographie die
Darstellung prominenter Venen des tiefen und des oberflächlichen Venensystems im gesunden
Fall gestatten. Dies wurde durch quantitative und qualitative Auswertungen belegt. In Bezug auf
128
10 Diskussion
Abbildung 10.2: Nicht-symmetrische Abweichungen des Magnetfelds oder der Magnetfeldgradienten in Bezug
auf das Isozentrum des Magneten haben unterschiedliche Auswirkungen auf die Bilder des venösen Sets und
Maskenbilder, die in einem räumlichen Abstand von 28 cm aufgenommen werden. Dies kann bei Aufnahmen an
einem MR-Tomographen mit verkürztem Magneten und größerer Öffnung (Magnetom Espree, Firma Siemens,
Medical Solutions, Erlangen) in Randbereichen zu einer unzureichenden Unterdrückung des Hintergrundsignals
führen.
SN R- und CN RM uskel -Werte konnte in dieser Studie kein statistisch signifikanter Unterschied
im Vergleich mit stationären Standard-TOF-Messungen festgestellt werden. Dies deutet auch
auf eine gute Abstimmung der Frequenzen der HF-Pulse an die Tischbewegung hin, die damit
die CMT-Messung erfolgreich einfriert“. Ähnliche Werte für CN RM uskel und CN RF ett , die in
”
Differendatensätzen ausgewertet wurden, waren Beleg für eine zuverlässige Unterdrückung von
stationärem Hintergrundgewebe und subkutanem Fett.
Initiale Patientenmessungen gaben Aufschluss über das klinische Potential der CMT-TOFVenographie. CMT-TOF-Ergebnisse konnten mit US-Untersuchungen verglichen werden. Diese
werden an der Uniklinik Freiburg routinemäßig zur Befundung venöser Fragestellungen eingesetzt, sind allerdings schwierig in den Bereichen des distalen Oberschenkels oder des Unterschenkels durchzuführen [143], für die die Machbarkeit der CMT-TOF-Venographie aber demonstriert
wurde. Alle CMT-TOF-Befunde waren in guter Übereinstimmung mit den vorausgegangenen
US-Diagnosen.
Da die CMT-TOF-Venographie ganz im Gegensatz zum US einen großen Bereich des peripheren Venensystems auf beiden Seiten abdeckt, kann hier ein Seitenvergleich leicht als Zusatzinformation zur Diagnose herangezogen werden. Dies war insbesondere bei den Patienten 1 und
3 ein hilfreiches Handwerkszeug zur Einschätzung des Zustands der V. saphena magna, wo ein
Vergleich des Gefäßdurchmessers einen deutlichen Hinweis auf pathologische Gefäßabschnitte
lieferte. Ganz allgemein können Pathologien, die eine Gefäßerweiterung mit sich bringen, die
Visualisierung befallener Gefäßabschnitte im Venogramm positiv beeinflussen wie in einigen Patientenmessungen beobachtet. Variköse Venen weiten sich durch die Klappeninsuffizienz auf und
haben so einen größeren Gefäßdurchmesser als im physiologischen Fall. Venen, die im gesunden
Zustand nicht durch die CMT-TOF-Venographie erfasst werden konnten, können durch eben
diesen Effekt sichtbar werden wie im Fall einer Perforansvene von Patient 1.
In die Studie konnten bislang keine Patienten mit einer akuten Venenthrombose (DVT) eingebunden werden. Diese Erkrankung erfordert eine schnelle Diagnose und anschließende Therapie
und es bleibt so kaum Zeit, weitere Studienuntersuchungen vor Therapiebeginn durchzuführen.
Allerdings konnte bereits in stationären TOF-Experimenten gezeigt werden, dass eine Throm-
129
bendetektion in axialen 2D TOF-Bildern prinzipiell möglich ist [144], [145]. Daher spricht nichts
gegen eine mögliche DVT-Diagnose mittels CMT-TOF-Venographie, was zusätzlich durch die
erfolgreiche Detektion postthrombotischer Residuen für Patient 1 (Abb. 6.12) bekräftigt wird.
CMT-TOF-Arteriographie
Die Arteriendarstellung mit einer CMT-TOF-Aufnahme ohne EKG-Triggerung erforderte durch
den stark pulsatilen arteriellen Blutfluss in der Peripherie die Aufnahme arterieller Bilder während der Systole und damit zum Zeitpunkt eines starken Bluteinstroms in die Aufnahmeschicht.
Um dies in jedem Fall zu gewährleisten, wurde ein Aufnahmeschema verwendet, das gleich mehrere arterielle und damit auch mehrere Differenzbilder pro Schichtposition generiert. Statt dabei
mehrfach den vollen k-Raum zu akquirieren, wurde sich auf die wiederholte Aufnahme des kontrastbestimmenden zentralen k-Raums beschränkt. Durch ein VS-Prinzip, wie es typischerweise
zur Beschleunigung zeitlich hochaufgelöster MRT-Messungen Verwendung findet [132], konnten zentrale k-Raum-Segmente anschließend zu mehreren vollen k-Räumen pro Schichtposition
kombiniert werden.
Dieses Vorgehen sparte zum einen deutlich Messzeit ein. Zum anderen hätte die wiederholte Aufnahme des vollen k-Raums im Fall der verwendeten Sequenzparameter (Tab. 7.1) den
EKG-Zyklus in einem zeitlichen Abstand von etwa einer Sekunde und damit sehr ungünstig abgetastet. Bei einer typischen Herzfrequenz von 60 Schlägen in der Minute würden arterielle Bilder
derselben Schichtpositon alle zu einem ähnlichen Zeitpunkt im EKG-Zyklus akquiriert werden.
Ist dieser Zeitpunkt nun gerade derjenige, zu dem der Blutfluss sehr gering oder gar rückwärts
gerichtet ist (triphasisches Flussprofil), stünden für diese Schichtposition nur Bilder mit niedrigem Arterienkontrast zur Verfügung. Das VS-Aufnahmeschema garantiert dagegen eine zeitliche
Abtastung, die im Fall physiologischer Flussverhältnisse zumindest ein arterielles Bild mit hohem Gefäßsignal garantiert (Abb. 7.12, Abb. 7.10(b)). Die Aufnahme des venösen/arteriellen
Bildpaares geschieht einen EKG-Zyklus vor der Aufnahme der zusätzlichen k-Raum-Zentren,
die ihrerseits den folgenden Zyklus in kleinen und identischen Zeitschritten abdecken.
Könnte man die Aufnahme so gestalten, dass Bilder des arteriellen Sets immer während der
Systole aufgenommen werden, wäre die Aufnahme weiterer k-Raum-Zentren und ein VS-Schema
überflüssig. Dies setzt aber eine konstante und a priori bekannte Herzfrequenz des Patienten voraus, an die das T R der CMT-TOF-Messung dann angepasst werden müsste. Solche idealen physiologischen Verhältnisse sind in der Realität sicherlich nicht anzutreffen und leichte Variationen
in der Herzfrequenz würden eine gute Bildqualität des Arteriogramms gefährden. Ein höherer
zeitlicher Aufwand für die CMT-TOF-Arteriographie im Vergleich zur Venographie wurde daher
in Kauf genommen.
Um die Sensitivität der CMT-TOF-Arteriographie gegenüber pulsatilen Flussverhältnissen zu
reduzieren, hätte die zusätzlich benötigte Zeit für die Aufnahme weiterer k-Raum-Zentren aber
ebenso in eine T R-Erhöhung investiert werden können. Diese hätte mehr Zeit für den Austausch
von gesättigten durch frische Blutspins gelassen, die durch den stetigen Blutfluss von außen
in das Messvolumen gelangen. Letztendlich bestimmt nämlich die Kombination aus den beiden
Parametern nZentrum und T R die Qualität der CMT-TOF-Arteriographie mit VS. Der Vergleich
einer Arteriographie mit kurzem T R = 11, 11 ms und hohem nZentrum = 4 mit einer Messung
bei höherem T R = 18, 51 ms und reduziertem nZentrum = 1 (gleiche Gesamtmesszeit) sollte nun
zeigen, wie diese beiden Faktoren konkurrieren (Kap. 7.4.1).
Es zeigte sich, dass die Investition in ein längeres T R Signalauslöschungen nicht so zu zuverlässig unterbinden konnte wie eine Messung mit einer größeren Anzahl zusätzlicher k-Raum-Zentren
130
10 Diskussion
(Abb. 7.15). Selbst die Wahl eines noch längeren T R, das einen vollständigen Blutaustausch in
der Aufnahmeschicht gestattet hätte, hätte bei kleinem nZentrum zum selben Ergebnis führen
können. Denn liegt für Schichtpositionen beispielsweise nur ein arterielles Bilder vor, ist die
Wahrscheinlichkeit recht groß, dass gerade dieses zum Zeitpunkt des Blutrückflusses im Flussprofil entstanden ist. In einem solchen Szenario werden Spins zurück ins Aufnahmevolumen
gespült, die eine sehr große Zahl an HF-Pulsen erfahren haben und daher trotz langem T R
nahezu kein Arteriensignal generieren. Die in dieser Arbeit durchgeführte VS-Aufnahme mit
nZentrum = 5 kann somit auch als eine Art back-up Strategie aufgefasst werden, die auch im Fall
eines solch ungünstigen Aufnahmezeitpunkts einspringt.
Um eine gute Bildqualität der CMT-TOF-Arteriographie sicherzustellen, mussten aber nicht
nur Signalschwankungen in Schichtrichtung kompensiert, sondern auch Signalgeister in 2D Bildern des arteriellen Sets vermieden werden. Zu diesem Zweck wurden zwei Verfahren auf ihre
Eignung getestet. Da das Flussprofil der peripheren Arterien deutliche Beschleunigungsphasen
aufweist, konnte ein GMN erster Ordnung nicht das gewünschte Ergebnis erzielen. Die Entscheidung fiel daher darauf, die Echozeit T E deutlich zu reduzieren. Dadurch verkürzt sich die
Zeit, in der sich zusätzliche Signalphasen durch den arteriellen Blutfluss akkumulieren können.
Nebeneffekte waren eine Verkürzung der Gesamtmesszeit, aber auch eine Signaleinbuße durch
die notwendige Erhöhung der Empfänger-Bandbreite. Signalgeister konnten durch eine deutliche
T E-Reduktion aber auch ohne EKG-Triggerung zuverlässig unterdrückt werden.
Ein recht neues Verfahren von Koktzoglou et al. [146] nutzt Signalgeister dagegen für eine
Gefäßdarstellung. Die so genannte Ghost-MRA basiert auf einer 3D Sequenz, die durch lange
Zeiten zwischen zwei Schichtkodierschritten Artefakte durch pulsatilen Blutfluss gar verstärkt.
Geistergefäße“, die so außerhalb des Körpers im Bild erscheinen, werden in einem Arterio”
gramm ohne Signalbeitrag von stationärem Gewebe abgebildet. Diese Technik kommt ohne eine
EKG-Triggerung aus, vielmehr lässt sie diese bewusst weg. Die Becken-Bein-Region wird für
die Ghost-MRA mithilfe des Mehrstationenansatzes (vier Stationen) abgedeckt. Ist der arterielle Blutfluss nicht pulsatil, werden entsprechende Gefäße durch dieses Verfahren im Gegensatz
zur CMT-TOF-Arteriographie allerdings nicht im Arteriogramm abgebildet. Weitere Probleme
treten auf, wenn das T R gerade der Dauer eines EKG-Zyklus entspricht, da dann ungewollt
eine Art Triggerung betrieben wird. Somit muss die Ghost-MRA-Sequenz doch in gewissem Sinne zeitlich abgestimmt werden, da zum Vermeiden dieser Situation das T R abhängig von der
Herzfrequenz des Patienten abgeändert werden muss.
Die CMT-TOF-Arteriographie mit VS generiert nZentrum + 1 Differenzdatensätze der Messregion, die in zwei vorgestellten Rekonstruktionsverfahren zu einem unterschiedlichen Grad genutzt
wurden. Im ersten Verfahren ging nur das signalstärkste Differenzbild für jede Schichtposition
in das finale Arteriogramm ein. Dies konnte zwar die Signalschwankungen in Schichtrichtung,
die ohne VS auftraten, beheben (Abb. 7.10), war aber angesichts der großen Zahl an vorhandenen Differenzbildern pro Schichtposition keine zufriedenstellende Lösung. Um nun eine möglichst
große Zahl an Differenzbildern zu nutzen, wäre eine Mittelung sicherlich ein sehr einfaches Vorgehen gewesen. Aber in Anbetracht der Tatsache, dass der physiologische arterielle Blutfluss stark
über die Zeit und damit für die unterschiedlichen Differenzbilder einer Schichtposition variiert,
muss ein Arteriogramm aus gemittelten Differenzdaten nicht zwingend eine SN R-Steigerung
bedeuten. Daher wurde in einem zweiten Verfahren systematisch diejenige Anzahl an Differenzbildern gefunden, die das maximale Gefäß-SN R verspricht. Große Sprünge blieben dabei zwar
aus, aber mit dem SN R hat sich dieses Optimierungsverfahren auf eine der wenigen Größen
fokussiert, die die Bildqualität eines Arteriogramms quantitativ erfassen können.
Das VS-Konzept wurde für eine Arteriographie direkt in die verbesserte 1-Schritt Methode der
131
Venographie eingebaut. Prinzipiell wäre auch eine 2-Schritt CMT-TOF-Arteriographie möglich
gewesen, die im ersten Durchlauf ein venöses und in einem zweiten ein arterielles Bildset mit zusätzlichen k-Raum-Zentren für jede Schichtposition aufnimmt. Abbildung 10.3 zeigt ein solches
2-Schritt CMT-TOF-Arteriogramm, das aus der Messung einer schräg angeordneten Wasserflasche und mithilfe des ersten Rekonstruktionsverfahrens entstand. Da hier ein statisches Objekt
ohne makroskopische Spinbewegung vermessen wurde, sollte die MIP-Rekonstruktion der Differenzbilder daher nahezu signalfrei sein. Es zeigt sich aber dennoch ein merklicher Signalbeitrag
im Objekt, der mit steigendem nZentrum zunimmt. Ursache hierfür sind die unterschiedlichen
Tischgeschwindigkeiten, bei denen die später subtrahierten Bilder des venösen und arteriellen
Sets aufgenommen wurden und die für größeres nZentrum stärker voneinander abweichen. Da die
implementierte Frequenznachführung Aufnahmeschichten nie perfekt verfolgen kann, regen HFPulse an leicht unterschiedlichen Schichtpositionen im Patientenkoordinatensystem an und arterielles und venöses Set sind nicht völlig deckungsgleich. Eine 2-Schritt CMT-TOF-Arteriographie
würde demzufolge in in vivo Messungen stationäres Gewebes schlechter unterdrücken als eine
1-Schritt CMT-TOF-Arteriographie.
−4
2
x 10
=5
1
0
0
(a)
=2
n
Zentrum
Signal(x) [a.u.]
nZentrum=5
n
Zentrum
nZentrum=2
50
100
150
x
200
250
300
(b)
Abbildung 10.3: Test einer 2-Schritt CMT-TOF-Arteriographie durch die Messung einer Wasserflasche. Da
hier keine makroskopischen Spinbewegung stattfindet, sollte das Messobjekt in (a) MIP-Rekonstruktionen für
nZentrum = 2 und nZentrum = 5 keinen wesentlichen Signalbeitrag liefern ((b) zeigt einen Schnitt durch (a)).
Dennoch ist ein Restsignal zu verzeichnen, das mit steigendem nZentrum zunimmt und darauf zurückzuführen ist,
dass die subtrahierten Bildsets bei unterschiedlichen Tischgeschwindigkeiten akquiriert wurden.
Damit wäre nur dann eine zuverlässige 2-Schritt CMT-TOF-Arteriographie möglich, wenn
beide CMT-Durchläufe unter Einsatz gleicher Messzeit stattfinden. Dies bedeutet entweder eine erhebliche Totzeit innerhalb der Messung des venösen Sets, wenn bei gleichem T R keine
Aufnahme zusätzlicher k-Raum-Zentren erfolgt, oder aber die Aufnahme des venösen Sets folgt
auch dem VS-Schema. Für letztere Variante werden aber zusätzliche Daten aufgenommen, die
aufgrund der nahezu konstanten Flussverhältnisse in den peripheren Venen eigentlich nicht erforderlich wären. Die präsentierte 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Arteriographie umgeht
damit eben genau dieses Problem, da arterielle und venöse Daten simultan und ohne Messpause
in einer CMT-Messung und damit bei ein und derselben Tischgeschwindigkeit aufgenommen
werden.
Insgesamt gelingt es mit der 1-Schritt CMT-TOF-Arteriographie mit VS, die wesentlichen
arteriellen Strukturen in der Peripherie gesunder Probanden artefaktfrei darzustellen und Signalschwankungen in Arteriogrammen zu reduzieren (Abb. 7.10(b)). Die Signalhomogenität in
Arteriogrammen bleibt im Vergleich zu anderen MRA-Techniken, vor allem gegenüber der flus-
132
10 Diskussion
sunabhängigen CE-MRA, trotz VS-Verfahren aber limitiert. Liegen Pathologien vor, bei denen
sich wie im Fall des gezeigten Patienten (Abb. 7.16) die Pulsatilität des Blutflusses reduziert,
variiert das Arteriensignal in den Differenzbildern einer Schichtposition weniger stark und das
Arteriogramm wirkt homogener, ist aber durch den geringeren Blutfluss auch signalärmer. Es ist
daher fragwürdig, ob die diagnostische Bildqualität der CMT-TOF-Arteriographie ausreichend
ist. Viele arterielle Pathologien bedeuten eine Verengung des Gefäßdurchmessers und benötigen
für quantitative Aussagen daher eine deutlich höhere Auflösung. Es muss ausgeschlossen werden
können, dass ein Signalverlust in Arteriogrammen nicht doch auf eine schlechte Kompensation
von Pulsatilitätserscheinungen mittels VS zurückzuführen ist. Eine größere Zahl an Studienpatienten könnte weitere Erkenntnisse diesbezüglich liefern. Trotz allem haben die Untersuchungen
zur CMT-TOF-Arteriographie nicht nur genaueren Aufschluss über die Flussverhältnisse in den
peripheren Arterien gegeben, sondern bildeten die Basis für die Entwicklungen des Gefäß-Scouts
(Kap. 8).
Gefäß-Scout
Wurden die Signalvariationen durch pulsatilen arteriellen Blutfluss noch in der CMT-TOFArteriographie durch das VS-Konzept behoben, so eröffnete deren genauere Studie eine weitere
Anwendung für die CMT-TOF-MRA. Die Detektion von Positionen in 1D-Projektionsdaten,
an denen eben diese Schwankungen zu finden sind, wurde für eine schnelle Übersichtsmessung
(Gefäß-Scout) genutzt.
Die präsentierte Projektionstechnik und die anschließende Datennachverarbeitung erlauben
eine schnelle Visualisierung der Hauptarterien in der Peripherie ohne den Einsatz eines Kontrastmittels. In der durchgeführten Probandenstudie konnten die wesentlichen Gefäßverzweigungen und Arterien zuverlässig detektiert werden. Aufnahmezeiten lagen dabei in der Größenordnung von 1:30-2:00 Min für die lückenlose Abdeckung eines F OVz = 915 − 1170 mm. Sie
waren damit vergleichbar mit Akquisitionszeiten empfohlener stationärer Scout-Protokolle wie
in Ref. [116] oder Ref. [114], die den Messbereich im Gegensatz zum CMT-TOF-Scout aber
durch 2D Schichten mit deutlichen Schichtabständen abdecken. Würde das empfohlene stationäre Protokoll aus Ref. [116] wie der CMT-TOF-Scout mit einer Schichtdicke von 5 mm und ohne
Schichtabstand verwendet werden, so würde man für ein F OVz = 1200 mm eine Messzeit von
6 : 30 Min benötigen. In diesem Zusammenhang muss aber erwähnt werden, dass aus einer herkömmlichen stationären 2D Scout-Messung durch geeignete MIP-Prozessierung beide Ansichten
(anterior-posterior, links-rechts) generiert werden können, während für den CMT-TOF-Scout
zwei separate Aufnahmen erforderlich sind. Für die Planung einer klinischen CE-MRA Untersuchung mit koronaren 3D Bildgebungsvolumen ist die sagittale Ansicht entscheidend, da diese
den Gefäßverlauf in anterior-posterior Richtung erfasst. Koronare 3D Volumina können dann
entsprechend positioniert und rotiert werden. Sollte zudem die anterior-posterior Ausdehnung
des Gefäßbaums deutlich kleiner ausfallen als angenommen, kann die Schichtanzahl und somit
auch die Gesamtmesszeit der CE-MRA entsprechend reduziert werden.
Der Vergleich mit einem herkömmlichen Mehrstationen-TOF-Scout für einen gesunden Probanden zeigte eine bessere Bildqualität zu Gunsten des CMT-TOF-Scouts. Für kleine Gefäße
war das Signal im Mehrstationen-Scout überlagert von Fett und anderen Gewebsstrukturen wie
auch beispielsweise in Ref. [117] zu sehen. Im Gegensatz dazu gelang für den CMT-TOF-Scout
eine deutlich bessere Unterdrückung von stationärem Gewebe durch die Subtraktion von Projektionen mit Hintergrundsignal im steady-state. Allerdings fand der Vergleich in dieser Arbeit
133
nur für einen der Studienprobanden statt und es wurde auf eine weitere Prozessierung der Mehrstationendaten (z. B. Entfernen des Fettsignals durch Bildsegmentierung) verzichtet.
Eine genauere Analyse der Bildqualität des CMT-TOF-Scouts zeigte, dass die Visualisierung der A. iliaca interna und der proximalen A. tibialis anterior in koronaren Ansichten aller
Probanden nur eingeschränkt möglich war. Beide Gefäße zweigen dabei fast senkrecht vom Gefäßsstamm ab und damit auch senkrecht zur axialen Ausrichtung der angeregten 2D Schichten.
Der Gefäßkontrast ist in diesem Fall also durch die bekannte Sättigung des Blutflusses innerhalb
des Aufnahmevolumens (Kap. 4.4.1) reduziert. In sagittalen Ansichten wird dieser Signalverlust allerdings zu Teilen durch die Überlagerung der Gefäßbäume von rechtem und linken Bein
kompensiert. Folgerichtig wurde die Sichtbarkeit dieser beiden kritischen Gefäße in sagittalen
Ansichten besser durch zwei Radiologen bewertet (Tab. 8.3).
Dieselbe qualitative Analyse belegte auch die limitierte Darstellung der A. poplitea in koronaren Scout-Ansichten von Probanden. Eine mögliche Ursache für dieses Artefakt kann das
hohe Hintergrundsignal sein, das an dieser anatomischen Stelle in Projektionen vorherrscht und
vor allem durch den hohen Knochenmarkanteil generiert wird. Wie bereits diskutiert, ändert
sich bei CMT-Messungen das lokale Magnetfeld permanent und selbst im steady-state können
Signalvariationen in Projektionen auftreten, die nicht dem pulsatilen arteriellen Blutfluss zuzuordnen sind. Da Knochenmark in T1 -gewichteten Projektionen ein sehr helles Signal produziert,
kann dies in sehr prominenten Signalpeaks in subtrahierten Projektionen enden, die dann mit
denen an Arterienpositionen konkurrieren. Da die A. poplitea auf Höhe des Kniegelenks von
anterior nach posterior wechselt, tritt keine Überlagerung von Knochenmark und Arterien in
sagittalen Projektionen auf. Dies erklärt die bessere Darstellung der A. poplitea in sagittalen
Scout-Ansichten.
Ein ganz ähnlicher Effekt konnte auch für Positionen in Frequenzkodier-Richtung beobachtet
werden, die sich nahe am Körperrrand befinden und an denen das subkutane Fett einen sehr
hohen Signalbeitrag in Projektionen produziert. Auch wenn Signalfluktuationen durch geringe lokale Magnetfeldvariationen mithilfe einer Signalwichtung der Differenzprojektionen ausreichend
unterdrückt werden konnten (Abb. 8.9), muss erwähnt werden, dass dieser Nachverarbeitungsschritt nur unsystematische Schwankungen unterdrücken kann. Periodische Veränderungen, wie
sie durch die Atembewegung verursacht werden, mussten somit durch das Atemanhalten des
Patienten zu Beginn einer jeden Messung vermieden werden.
Um einen hohen Gefäßkontrast in Projektionen sicherzustellen, wurde beachtet, dass die Dauer der Akquisition an einer Schichtposition (NP ∗ T R) die Dauer eines Herzzyklus übersteigt.
So kann garantiert werden, dass zumindest eine Projektion mit besonders hohem und eine Projektion mit besonders geringem Arteriensignal für jede Schichtposition vorliegt. Hätte die Datenaufnahme auf einem Einschichtexperiment mit minimalem T R basiert, wäre eine deutlich
größere Anzahl an Projektionen pro Schichtposition nötig gewesen, um diese Bedingung zu erfüllen. Stattdessen wurde zur Steigerung der zeitlichen Effizienz auf ein Mehrschichtexperiment
gewechselt, das bei höherem minimalen T R eine geringere Zahl an Projektionen pro Schichtposition erfordert und so schneller fortschreitet.
Erste Patientenmessungen haben gezeigt, dass insbesondere sagittale Ansichten des CMTTOF-Scouts auch bei vorliegenden Pathologien eine Bildqualität erzielen können, die zur weiteren Planung einer CE-MRA ausreicht. Ist nur eine Seite von einer Stenose betroffen, ist die
sagittale Scout-Ansicht durch die Überlagerung der Gefäße beider Beine weniger von Signalverlusten betroffen als die koronare Ansicht und es kann unter Umständen immer noch ein
zusammenhängender Gefäßverlauf dargestellt werden (Abb . 8.16). Koronare Scout-Ansichten
gestatten zwar eine grobe Detektion von Gefäßstenosen, sind aber in diesem Fall auch von
134
10 Diskussion
schwerwiegenderen Bildartefakten als die sagittalen Ansichten betroffen. Durch post-stenotische
Flussverschlechterung, werden Gefäße unterhalb der Stenose über längere Strecken nicht mehr
abgebildet. Zumindest in den untersuchten Patienten hat sich das Signal aber in weiter distalen
Gefäßabschnitten wieder erholt.
Versuche, das Akquisitionsschema des Scouts analog zur 11-Schritt
Standard
Schritt Methode zu gestalten, die sich bereits für venöse und
arterielle 2D CMT-Akquistionen bewährt hatte, schlugen fehl.
Abbildung 10.4 zeigt links den Ausschnitt eines solchen koronaren Scouts. Für den 1-Schritt Scout wurden nicht alle möglichen Differenzen von Projektionen berechnet, sondern Projektionen mit gesättigtem Arterien- und Venensignal von Projektionen mit gesättigtem Arteriensignal subtrahiert, die unmittelbar nacheinander in einem räumlichen Abstand von 28 cm
akquiriert wurden (siehe Kap. 6.2.2). Eine Signalwichtung mit
dem Autokorrelationskoeffizienten und die abschließende Auswahl an Differenzprojektionen mithilfe des Verfahrens von Otsu erfolgten für diesen Test analog zum herkömmlichen CMTTOF-Scout. Es wird deutlich, dass das Hintergrundsignal durch
die Subtraktion und Signalwichtung für diesen 1-Schritt-Ansatz
nicht ausreichend unterdrückt werden kann, da subtrahierte ProAbbildung 10.4: Ausschnitt eines jektionen an unterschiedlichen Orten im Magnetfeld akquiriert
koronaren Scouts (distaler Oberschenkel bis distaler Unterschen- wurden und dadurch minimal unterschiedliche Signalintensitäkel), für den Projektionen nach ten aufweisen.
dem (links) 1-Schritt Verfahren und
Da eine EKG-Triggerung auch nicht für diese CMT-TOF(rechts) mit der herkömmlichen Anwendung verwendet wurde, basiert der vorgestellte GefäßScout-Technik (Kap. 8) akquiriert
Scout ausschließlich auf einer Nachverarbeitung der akquirierwurden. Die A. femoralis, A. poplitea und die drei Unterschenkelarte- ten Projektionsdaten. Ein alternativer Ansatz wäre die Prozesrien sind in der 1-Schritt-Aufnahme sierung der Daten anhand eines synchron aufgezeichneten EKGnur schemenhaft zu erkennen.
Signals gewesen. Dann müssten lediglich zwei Zeitintervalle vorab definiert werden, die ein hohes und ein niedriges Gefäßsignal versprechen. Kleine Schwankungen im EKG-Signal, das zudem nicht kontinuierlich aufgezeichnet werden kann, würden dann
aber die Bildqualität des Gefäß-Scouts beeinflussen. Desweiteren könnte im Fall einer vorliegenden Stenose die Ankunft einer Pulswelle verspätet und damit nicht mehr durch das EKG
zuverlässig vorhersehbar sein. Pulswelle und EKG wären dann entkoppelt. Im Gegensatz dazu
erzielt der gewählte datenbasierte Ansatz den optimalen Gefäßkontrast, der mit den akquirierten Daten und anschließenden Nachverarbeitungsschritten erzielt werden kann, ganz unabhängig
von weiteren externen Parametern.
1D Projektionsdaten sind in der MRT bislang schon zu verschiedenen Zwecken verwendet
worden. So nutzen Kim et al. [147] Projektionen, um den Zeitpunkt einer Aufnahme innerhalb
des Herz- oder Atemzyklus zu bestimmen. Signalveränderungen in Projektionen, die auf die
Herzbewegung oder die Bewegung der Bauchdecke zurückzuführen sind, werden in dieser Studie
detektiert um einen konsistenten Datensatz zu erzeugen. Projektionsdaten haben aber auch
bereits ihre Anwendung in der MRA gefunden. Die erst kürzlich vorgestellte Arbeit von Edelman
et al. [148] nutzt zeitlich aufgelöste 1D Phasenkontrast-Daten, um aus diesen in kurzer Zeit
quantitative Flussgrößen wie beispielsweise die mittlere Blutflussgeschwindigkeit zu extrahieren.
135
Beschleunigungsstrategien für die CMT-TOF-MRA
Um die vorgestellten Techniken für die CMT-TOF-Venographie und -Arteriographie weiter zu
beschleunigen als dies die ursprünglichen Messprotokolle mit dem GRAPPA-Verfahren und einem Beschleunigungsfaktor von RF = 2 vorsahen, wurden verschiedene Beschleunigungsstrategien entwickelt und in Pilotstudien auf ihre Eignung getestet. Allen neuen Verfahren gemeinsam
ist dabei, dass sie Signalinformation benachbarter Schichtpositionen für die Bildrekonstruktion
heranziehen. Eine ähnlichen Ansatz wählten Honal et al. [131] und berechneten aus Datenpunkten benachbarter Schichten Spulensensitivitäten, um so die Aufnahme von Referenzzeilen für
die GRAPPA-Rekonstruktion einzusparen. Die Idee k-Raum-Daten anderer Schichtpositionen
in Kerngeometrien für die parallele Bildgebung aufzunehmen (Peak-GRAPPA und modifiziertes
Peak-GRAPPA in Schichtrichtung, Kap. 9.2.2) oder auf direktem Wege zu kombinieren (VS in
Schichtrichtung, Kap. 9.1) ist bislang aber noch nicht durch andere verfolgt worden. Im Fall von
CMT-Aufnahmen, deren Datensätze eine merkliche Ausdehnung in Schichtrichtung haben, liegt
ein solcher Ansatz aber nahe.
Alle Beschleunigungsmethoden setzen durch ihre Herangehensweise voraus, dass sich der
Bildinhalt nur geringfügig in Schichtrichtung verändert. Diese Bedingung ist für die BeckenBein-Region besser erfüllt als für manch andere Körperregionen wie das Abdomen. Für VS in
Schichtrichtung, bei dem k-Raum-Segmente unterschiedlicher Schichtpositionen kombiniert werden, konnten so auch keine merklichen Bildartefakte verzeichnet werden (Abb. 9.5), allerdings
erhöht sich durch das VS-Schema die effektive Schichtdicke der rekonstruierten Bilder. Dies wird
in den präsentierten Venogrammen deutlich sichtbar. Weitere Folge ist natürlich der Verlust einiger kleinerer Gefäße, den man für die erzielte Aufnahmebeschleunigung in Kauf nehmen müsste
(Abb. 9.4). Im Vergleich zu einer CMT-TOF-Venographie mit voll aufgelöstem k-Raum kann
das VS in Schichtrichtung beispielsweise die Aufnahmezeit um den Faktor drei drücken. Der
Vergleich muss aber zum standardmäßig verwendeten GRAPPA-Verfahren mit RF = 2 inklusive partial-Fourier-Technik (P F F = 6/8) und nicht zur voll aufgelösten Aufnahme erfolgen, da
Ersteres artefaktfreie und qualitativ gute Bilder lieferte. Dann kann das VS in Schichtrichtung
im Vergleich nur noch für eine zusätzliche Zeitersparnis von etwa 20% sorgen. Hier ist die Frage
berechtigt, ob man die bewährte Aufnahmebeschleunigung mittels GRAPPA (RF = 2) und
partial-Fourier tatsächlich für diesen geringen Vorteil gegen eine Methode eintauschen sollte, die
den beschriebenen Einfluss auf die räumliche Auflösung von Venogrammen und Arteriogrammen
hat.
Die neuentwickelten Methoden, die auf einer parallelen Bildgebung basieren (Peak-GRAPPA
und modifiziertes Peak-GRAPPA) nehmen k-Raum-Daten benachbarter Schichtpositionen in
den Rekonstruktionskern auf. Beide Ansätze zeigten ein gutes SN R-Verhalten für einen Reduktionsfaktor RF = 3 im Vergleich zur herkömmlichen GRAPPA-Rekonstruktion bei gleichem
Reduktionsfaktor. Allerdings ging dies auf Kosten geringer Signalgeister, die gerade durch die
Ausdehnung des Rekonstruktionskerns in Schichtrichtung verursacht werden. Daher konnte die
Verwendung des modifizierten Peak-GRAPPA-Kerns ebendiese Artefakte reduzieren, aber für
Objekte mit einer Veränderung in Schichtrichtung, leider nicht vollständig unterdrücken. Aber
für eine Anwendung der Peak-GRAPPA basierten Methoden in der CMT-TOF-Venographie
und -Arteriographie sind geringe Signalgeister tolerabel, zumal sie durch die Bildsubtraktion
in beiden Applikationen weitgehend ausgelöscht werden (Abb. 9.9). Das gute Abschneiden der
Peak-GRAPPA basierten Methoden in einer SN R-Analyse (Abb. 9.7) war in der Form zu erwarten, da dies bereits in der ursprünglichen Peak-GRAPPA-Implementierung mit einer Kernausdehnung in Zeitrichtung [135] gezeigt wurde. Die erzielbare Zeitersparnis durch die neuen
136
10 Diskussion
parallelen Bildgebungstechniken ist im Vergleich zur VS-Methode deutlich größer und daher ist
es interessanter, diesen Ansatz zukünftig weiter zu verfolgen.
Mit diesem Teil der Arbeit sollten verschiedene Ansätze für eine weitere Beschleunigung der
CMT-TOF-MRA aufgezeigt werden. Alle beschriebenen Verfahren wurden hier vorgestellt, aber
nur in kleineren Studien untersucht. Das Potential aller Techniken ist nicht nur stark abhängig von der gewünschten Anwendung, sondern muss sicherlich noch weiter untersucht werden.
So lassen gerade die Peak-GRAPPA basierten Ansätze hoffen, dass durch die Suche nach weiteren Kerngeometrien die Bildqualität gesteigert werden kann und das Wechselspiel zwischen
Signalgeistern und Rauschverstärkung besser verstanden wird.
137
11 Zusammenfassung und Ausblick
In der vorliegenden Arbeit wurde mit der TOF-Technik erstmals eine nicht-kontrastmittelverstärkte Methode für die MRA mit einer CMT-Datenaufnahme kombiniert und für eine Venographie,
eine Arteriographie und eine schnelle Übersichtsdarstellung des arteriellen peripheren Gefäßsystems eingesetzt. Alle Anwendungen erforderten für eine gute Gefäßvisualisierung eine zuverlässige Sättigung des Fettsignals in TOF-Bildern bzw. -Projektionen, was in allen Fällen durch eine
Subtraktionstechnik realisiert wurde.
Bei Entwicklungen im Bereich der CMT-TOF-Venographie lag der Fokus auf der Suche nach
geeigneten Aufnahmestrategien. In diesem Zusammenhang entstanden zwei verschiedene Akquisitionsschemata, die die zwei benötigten Datensätze der Messregion für eine Bildsubtraktion generierten. Die anfänglich entwickelte 2-Schritt Methode war dabei ein direkter aber eher simpler
Ansatz, bei dem die Aufnahme des gesamten Messbereichs unter Einsatz einer unterschiedlichen
Zahl an räumlichen Sättigerschichten wiederholt wurde. Eine Optimierung in Hinblick auf die
zeitliche Effizienz und Anfälligkeit der Akquisition gegenüber Patientenbewegungen führte zur
verbesserten 1-Schritt Methode für die CMT-TOF-Venographie. Hier werden die beiden Datensätze, die für eine Subtraktionstechnik benötigt werden, in einer einzigen kontiniuerlichen
Messung simultan akquiriert. Ein quantitativer Vergleich der 2- und 1-Schritt Methode für die
Venographie hinsichtlich SN R und CN R deckte keine wesentlichen Unterschiede auf, ebenso wie
der Vergleich zu einer herkömmlichen stationären TOF-Messung. Im qualitativen Vergleich der
beiden CMT-TOF-Methoden durch zwei Radiologen konnte die 1-Schritt Methode durch ihre
geringere Sensitivität für Patientenbewegungen dagegen bessere Ergebnisse insbesondere für die
kleinen distalen Venen erzielen.
Insgesamt gestattete die CMT-TOF-Venographie die Darstellung der prominenten Venen des
Beckens und der Beine gesunder Probanden und konnte eine Vielzahl venöser Pathologien in
Patientenmessungen aufdecken. Zu letzteren zählen insbesondere variköse Veränderungen, die
sich in einer Gefäßaufweitung oder einem gewundenen Gefäßverlauf niederschlagen. Patienten,
die an einer akuten Venenthrombose (DVT) leiden, konnten dagegen nicht in die Patientenstudie
aufgenommen werden. Für die Diagnose dieser Gefäßerkrankung ist nicht nur die Detektion des
betroffenen Gefäßabschnitts, sondern auch des Thrombus selbst, wünschenswert. An die CMTTOF-Venographie werden dann verschärft Anforderungen an die räumliche Auflösung gestellt
und es müsste sich zeigen, in wieweit sie sich bewähren kann und das an sich hohe Signal in
Venogrammen ausreichend für eine Thrombendetektion ist.
Da für die CMT-TOF-Arteriographie keine herkömmliche EKG-Triggerung eingesetzt werden
konnte, erforderte sie im Vergleich zur Venographie eine Erweiterung der 1-Schritt Aufnahmetechnik, um Signalauslöschungen in Arteriogrammen durch den pulsatilen arteriellen Blutfluss
zu vermeiden. Durch die Aufnahme zusätzlicher k-Raum-Zentren und eine VS-Technik konnten
pro Schichtposition mehrere arterielle Bilder mit unterschiedlicher arterieller Signalverstärkung
rekonstruiert werden. Der gewählte zeitliche Ablauf der 1-Schritt CMT-TOF-Arteriographie mit
VS stellte dabei sicher, dass pro Schichtposition zumindest ein Bild mit hohem Arteriensignal garantiert war. Für das finale Arteriogramm wurde diejenige Anzahl an Arterienbilder kombiniert,
die eine maximale SN R-Ausbeute versprach.
138
11 Zusammenfassung und Ausblick
Die CMT-TOF-Arteriographie konnte für gesunde Probanden trotz des stark ausgeprägten
pulsatilen Blutflusses die Hauptarterien des Becken-Bein-Gefäßsystems artefaktfrei darstellen.
Die Signalhomogenität im Arteriogramm war aber limitiert, ebenso wie das SN R bei vorliegenden Pathologien, die den Blutfluss einschränken. Die Tatsache, dass im Rahmen dieser Arbeit
nur ein Patient untersucht werden konnte, stellt die diagnostische Qualität der CMT-TOFArteriographie weiter in Frage.
Anstelle einer retrospektiven Kompensation von Pulsatilitätsartefakten durch VS, könnte zukünftig doch über eine Art prospektive EKG-Triggerung für eine CMT-TOF-Arteriographie
nachgedacht werden. Beachtet werden muss hierbei in jedem Fall, dass die akquirierte Datenmenge für jede Schichtposition bzw. jedes Schichtpaket im Patientenkoordinatensystem identisch
ist, um eine gleichförmige Tischbewegung zu gewährleisten. Eine Möglichkeit wäre die Akquisition einer zusätzlicher Serie von 1D Projektionen für jede Schichtposition. Wird hier der arterielle
Signalanstieg im Herzzyklus detektiert, kann die Aufnahme des gewünschten 2D Arterienbildes
geeignet in die Serie eingebettet werden. Eine zentrische k-Raum-Auslese wäre hier in jedem Fall
vorteilhaft.
Desweiteren müsste man zukünftig sicherlich evaluieren, ob nicht auch die Kombination einer
anderen nicht-kontrastmittelverstärkten Technik mit einer CMT-Datenaufnahme eine qualitativ
bessere Arteriographie gestatten kann. Dabei kommen entweder Verfahren in Frage, die keine
EKG-Triggerung erfordern, oder für die wie in dieser Arbeit eine fehlende EKG-Triggerung
kompensiert werden könnte, beispielsweise die EKG-getriggerte 3D partial-Fourier TSE-MRA
[85] oder die QISS-MRA (quiescent-interval single-shot-MRA) [149]. Eine neue Technik, die
ohne EKG-Triggerung auskommt und sogar flussinsensitiv ist, ist die STARFIRE-MRA (signal
targeting with alternating radiofrequency and flow-independent relaxation enhancement, [150]).
Sie wäre damit auch ein vielversprechender Kandidat für eine nichtinvasive CMT-Arteriographie.
Die im Fall der CMT-TOF-Arteriographie unterdrückten arteriellen Signalschwankungen wurden in einer dritten Anwendung der CMT-TOF-MRA, dem Gefäß-Scout, für eine schnelle Übersichtsdarstellung des peripheren Arteriensystems genutzt. Diese soll die Planung einer klinischen
CE-MRA unterstützen. Zur Zeitersparnis wurden für den Gefäß-Scout nicht länger 2D Schichten, sondern 1D Projektionen angeregter axialer Schichten akquiriert, in denen durch geeignete
Datennachverarbeitung Signalschwankungen im Körper detektiert wurden. Um sicherzustellen,
dass diese auch Arterien zuzuordnen sind, wurde der Gefäß-Hintergrund Kontrast vorher durch
Subtraktion und Autokorrelationsanalyse verstärkt. Letztere konnte ein unterschiedliches zeitliches Signalverhalten an Positionen, auf die entweder nur statisches Gewebe oder zusätzlich
fluktuierendes arterielles Signal projeziert wird, zuverlässig quantifizieren.
Die Signalentwicklung an Arterienpositionen könnte zukünftig aber nicht nur für eine Autokorrelationsanalyse genutzt werden, sondern auch helfen, den arteriellen Blutfluss weiter zu
beschreiben ganz ähnlich wie in Ref. [148]. Maximale Signalintensitäten in Projektionen oder
Abstände zwischen zwei Signalmaxima könnten maximale Blutflussgeschwindigkeiten bzw. die
Pulsfrequenz definieren. Um die Datennachverarbeitung weiter zu stabilisieren und Arterien noch
zuverlässiger von statischem Gewebe unterscheiden zu können, wäre auch die Auswertung eines
synchron aufgezeichneten EKG-Signals denkbar. Diese könnte zudem Verzögerungen der Pulswellenankunft gegenüber dem QRS-Komplex im EKG aufdecken und so Hinweise auf Stenosen
liefern.
Der entwickelte CMT-TOF-Scout konnte als sagittale und koronare Ansicht die wesentlichen
Arterien des Beckens und der Beine gesunder Probanden innerhalb einer Aufnahmezeit von
weniger als 2 min visualisieren. Sagittale Scout-Ansichten schnitten in einer qualitativen Beurteilung durch zwei Radiologen generell besser im Vergleich zu den koronaren Ansichten ab, da
139
sich hier die Gefäßbäume beider Beine in Projektionen überlagern. In wie weit der Scout aber
tatsächlich den Arbeitsablauf und die Qualität der Mehrstationen-CE-MRA verbessern kann,
wird sich erst zeigen, wenn dieser tatsächlich in das Messprotokoll für Patienten mit arteriellen
Gefäßerkrankungen aufgenommen wird.
Eine Patientenstudie belegte, dass Pathologien wie Gefäßstenosen deutliche Auswirkungen
auf die Qualität des Gefäß-Scouts haben können. Scout-Bilder waren insgesamt kontrastärmer
und das Gefäßsignal war in stenotischen Bereichen über lange Strecken deutlich reduziert. Dennoch war in sagittalen Ansichten der Gefäßverlauf zu erkennen und die Planung einer CE-MRA
könnte durch den Scout weiterhin unterstützt werden. Da alle Studienpatienten eine langjährige Krankheitsgeschichte vorweisen konnten, wären weitere Untersuchungen von Patienten mit
Erstbefunden interessant, um mehr über das Potential des Gefäß-Scouts in Erfahrung zu bringen.
In allen drei Anwendungen der CMT-TOF-MRA machte sich eine wohl bekannte Limitation
der TOF-Technik bemerkbar. Gefäßabschnitte, die innerhalb der angeregten axialen Schichten
verliefen, wurden durch wiederholte HF-Anregung gesättigt. Im Fall stationärer TOF-Aufnahmen
hat sich zur Vermeidung dieses Artefakts bisher die MOSA-Technik [57] bewährt, bei der die
Messregion zweimal bei leicht unterschiedlicher Orientierung des Aufnahmevolumens akquiriert
wird. Bislang ist eine beliebige Ausrichtung der Aufnahmeschichten für die verwendete CMTSequenz nicht möglich, wäre aber beispielsweise für die Darstellung der Nierenarterien und -venen
oder der proximalen A. tibialis anterior bzw. V. tibialis anterior sicherlich eine vielversprechende
Weiterentwicklung.
Für alle Anwendungen galt es zudem die kontinuierliche Bewegung des Messobjekts während der Datenakqusition zu kompensieren und die Aufnahme zu einem stationären Experiment
einzufrieren“. Zu diesem Zweck wurde in allen Fällen eine geeignete Frequenznachführung im”
plementiert, d.h. die Trägerfrequenz der HF-Pulse an das jeweilige Akquisitionsschema und die
Tischgeschwindigkeit angepasst. So gelang es räumlich und zeitlich zusammenhängende Datensätze der Becken-Bein-Region zu generieren, die eine deutliche Ausdehnung in Schichtrichtung
aufweisen. Diese besondere Eigenschaft wurde abschließend noch für eine Aufnahmebeschleunigung der CMT-TOF-MRA genutzt, indem Signalinformationen benachbarter Schichtpositionen
zur Bildrekonstruktion herangezogen wurden.
Neben einer VS-Technik, bei der k-Raum-Segmente benachbarter Schichten zu vollen k-Räumen
kombiniert werden, wurden auch neuen Kerngeometrien für eine parallele Bildgebung präsentiert. Die VS-Technik konnte Gefäßdarstellungen ohne merkliche Artefakte erzeugen, verursachte
aber bei nur geringer Zeitersparnis einen deutlichen Verlust in der effektiven räumlichen Auflösung. Für die neuen parallelen Bildgebungsmethoden wurden Rekonstruktionskerne ähnlich
des Peak-GRAPPA Kerns [135] mit einer Ausdehnung in Schichtrichtung erstellt . Dies hatte
bei Veränderungen des Messobjekts in diese Richtung geringe Signalgeister zur Folge, die mit
abnehmender Kernausdehnung eingegrenzt werden konnten und durch die Bildsubtraktion bei
der CMT-TOF-MRA im Wesentlichen unterdrückt wurden. Die neuen Rekonstruktionskerne
erzeugten signalstarke Bilder, deren SN R nahezu vergleichbar mit dem einer voll aufgelösten
Messung und deutlich erhöht im Vergleich zu einer herkömmlichen GRAPPA-Rekonstruktion
bei gleichem Beschleunigungsfaktor war. Gerade dieser Themenkomplex der Aufnahmebeschleunigung konnte in der vorliegenden Arbeit aber nur angerissen werden und bietet sicher noch
vielerlei Möglichkeiten zur Verbesserung.
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Eigene Veröffentlichungen und Auszeichnungen
Veröffentlichungen in Zeitschriften: Sandra Baumann (geb. Huff )
• Huff, S., Baumann, T., Euringer, W., Markl, M., Ludwig, U. Peripheral Vessel Scout
Imaging based on Continuously Moving Table Acquisition of Projection Data: eingereicht
bei MAGMA.
• Han, Y., Weigel, M., Huff, S., Ludwig, U. Whole-Body Diffusion-Weighted Imaging with a
Continuously Moving Table Acquisition Method: Preliminary Results: akzeptiert bei Magn
Reson Med.
• Huff, S., Honal, M., Baumann, T., Hennig, J., Markl, M., Ludwig, U. Continuously Moving Table Time-of-Flight Angiography of the Peripheral Veins. Magn Reson Med 2010,
63:1219-29.
• Honal, M., Leupold, J., Huff, S., Baumann, T., Ludwig, U. Compensation of Breathing
Motion Artifacts for MRI With Continuously Moving Table. Magn Reson Med 2010,
63:701-12.
• Laun, F. B., Huff, S., Stieltjes, B. On the effects of dephasing due to local gradients in
diffusion tensor imaging experiments: relevance for diffusion tensor imaging fiber phantoms.
Magn Reson Imaging 2009, 27:541-8.
Konferenzbeiträge als Erst- oder Letztautor: Sandra Baumann (geb. Huff )
• Huff, S., Markl, M., Ludwig, U. Continuously Moving Table Venography and Arteriography. MR Angioclub, Seoul, Südkorea, 2010.
• Huff, S., Markl, M., Ludwig, U. Peripheral arterial imaging with a Continuously Moving Table Time-of-Flight View-Sharing technique. Jahrestagung der ISMRM, Stockholm,
Schweden, 2010.
• Huff, S., Markl, M., Ludwig U. Fast Vessel Scout Imaging based on Continuously Moving
Table acquisitions of projection data. Jahrestagung der ISMRM, Stockholm, Schweden,
2010.
• Klausmann, F., Ludwig, U., Honal, M., König, D., Deibert, P., Huff, S. Accuracy of wholebody fat quantification with MRI: A comparison to Air-Displacement Plethysmography.
Jahrestagung der ISMRM, Stockholm, Schweden, 2010.
• Ludwig, U., Zaitsev, M., Huff, S. Countinuously Moving Table MR Imaging at 3T: A
comparison to 1.5T. Jahrestagung der ISMRM, Stockholm, Schweden, 2010.
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• Huff, S., Honal, M., Baumann, T., Hennig, J., Markl, M., Ludwig, U. Continuously Moving Table Time-of-Flight Angiography of the Peripheral Veins. Jahrestagung der ISMRM,
Honolulu, Hawaii, USA, 2009.
• Huff, S., Honal, M., Markl, M., Ludwig, U. View Sharing in slice direction for continuously
moving table acquisitions: Application to TOF venography. Jahrestagung der ISMRM,
Honolulu, Hawaii, USA, 2009.
• Honal, M., Huff, S. Efficient parallel imaging strategies for Time-of-Flight venography
with continuously moving table. Jahrestagung der ISMRM, Honolulu, Hawaii, USA, 2009.
• Huff, S., Paul, D., Honal, M., Leupold, J., Markl, M., Ludwig, U. Moving Table Timeof-Flight Venography. MR Angioclub, Graz, Österreich, 2008.
• Huff, S., Paul, D., Honal, M., Leupold, J., Markl, M., Ludwig, U. Axiale 2D DifferenzTOF-MR-Venographie mit kontinuierlich bewegtem Patiententisch. Jahrestagung der DGMP,
Oldenburg, 2008.
• Huff, S., Paul, D., Markl, M., Ludwig, U. Axial 2D TOF-Venography with Continuously
Moving Table Acquisitions. Jahrestagung der ISMRM, Toronto, Kanada, 2008.
• Huff, S., Paul, D., Markl, M., Ludwig, U. Axiale 2D TOF-Venographie mit kontinuierlich
bewegtem Patiententisch. Jahrestagung der Deutschen Sektion der ISMRM, Würzburg,
2007.
• Huff, S., Laun, F. B., Stieltjes, B., Schad, L. R. Entwicklung und Optimierung von DTIMesstechniken mit richtungsangepassten b-Werten und deren Applikation am Rückenmark.
Jahrestagung der Deutschen Sektion der ISMRM, Würzburg, 2007.
• Huff, S., Laun, F. B., Stieltjes, B., Klein, J., Hahn, H., Schad, L. R. Optimized DTI
for Fibre Bundles of Known Predominant Orientation. Jahrestagung der ISMRM, Berlin,
2007.
• Huff, S., Laun, F. B., Stieltjes, B., Schad, L. R. Diffusion Tensor Imaging mit variablen
b-Werten: Anwendung am Rückenmark. Jahrestagung der Deutschen Sektion der ISMRM,
Jena, 2006.
Auszeichnungen: Sandra Baumann (geb. Huff )
• Siemens-Nachwuchspreis Jahrestagung der DGMP 2008 (Oldenburg)
• Bester Vortrag der Konferenz Jahrestagung der Deutschen Sektion der ISMRM 2007
(Würzburg)
• Finalistin des Gorter-Preises Jahrestagung der Deutschen Sektion der ISMRM 2007
(Würzburg)
155
Danksagung
An dieser Stelle möchte ich mich bei Allen bedanken, die mich in den letzten gut drei Jahren
unterstützt und zum Gelingen dieser Arbeit beigetragen haben.
Mein besonderer Dank gilt Herrn Prof. Jürgen Hennig, der mich in seine renommierte Arbeitsgruppe aufgenommen und mir mit der MRT bei bewegtem Patiententisch ein spannendes und
innovatives Arbeitsgebiet für meine Promotion überlassen hat. Zudem möchte ich mich für die
Vertretung meiner Arbeit gegenüber der Fakultät für Mathematik und Physik und für das Interesse bedanken, mit dem er diese stets verfolgt hat.
Meine direkten Betreuer Dr. Ute Ludwig und PD Dr. Michael Markl standen mir während
der gesamten Promotionszeit mit großem Engagement zur Seite. Ihnen verdanke ich viele wertvolle Diskussionen, Einblicke in das wissenschaftliche Arbeiten, eine korrigierte Fassung meiner
Doktorarbeit und vorallem einen stetigen Rückhalt.
Meinen Arbeitskollegen danke ich für ihre Freundschaft und Hilfsbereitschaft. Hier sind vorallem die Mitglieder der Ganzkörper-MRT-Gruppe Florian Klausmann, Dr. Yeji Han und nicht
zuletzt Dr. Matthias Honal zu nennen, der mich gerade in der Anfangszeit sehr unterstützt hat.
Auch meinen Studienprobanden, vor allem Florian, gilt mein Dank für die unzähligen Fahrten
durch den Tomographen.
Die Durchführung und die Auswertung von Patienten- und Probandenstudien war mir nur mit
der Unterstützung der Radiologie und der Hautklinik der Uniklinik Freiburg möglich. In diesem
Zusammenhang möchte ich ganz herzlich Dr. Hendrik Baitsch, Dr. Tobias Baumann, Dr. Wulf
Euringer, Dr. Philip Franke und Dr. Hauke Schumann danken. Durch die tolle Zusammenarbeit
kam nicht nur der Kontakt zu Studienpatienten zustande, ich konnte so auch mehr über die klinischen Anforderungen in Erfahrung bringen, die an neue Techniken auf dem Gebiet der MRA
gestellt werden.
Ein ganz besonderer Dank gilt meinen Eltern Elke und Konrad Huff für ihre langjährige Unterstützung nicht nur während der Promotion, sondern auch schon während des Studiums, und
meinem Mann Tobias, der mir immer liebevoll zur Seite stand und mich in meiner Arbeit bestärkt hat.