Aus dem Institut und Poliklinik für Radiologische Diagnostik der
Werbung
Aus dem Institut und Poliklinik für Radiologische Diagnostik der Universität zu Köln Direktor: Universitätsprofessor Dr. med. D. Maintz Hochauflösende Magnetresonanz-Angiographie der intrakraniellen Gefäße: Untersuchung zum Vergleich eines BlutpoolKontrastmittels und eines extrazellulären Kontrastmittels sowie zum Einfluss einer fettunterdrückten Sequenz. Inaugural-Dissertation zur Erlangung der Doktorwürde der Hohen Medizinischen Fakultät der Universität zu Köln vorgelegt von Julia E. Jacobs aus Aachen promoviert am 25.07.2012 Dekan: Universitätsprofessor Dr. Dr. h.c. T. Krieg 1. Berichterstatter: Universitätsprofessor Dr. med. Th. Liebig 2. Berichterstatter: Professor Dr. rer. nat. M. Hoehn Erklärung Ich erkläre hiermit, dass ich die vorliegende Dissertationsschrift ohne unzulässige Hilfe Dritter und ohne Benutzung anderer als der angegebenen Hilfsmittel angefertigt habe; die aus fremden Quellen direkt oder indirekt übernommenen Gedanken sind als solche kenntlich gemacht. Bei der Auswahl und Auswertung des Materials sowie bei der Herstellung des Manuskriptes habe ich Unterstützungsleistungen von folgenden Personen erhalten: Herr Prof. Dr. E. Spüntrup Herr Privatdozent Dr. W. Möller-Hartmann Herr Dr. J. Poggenborg Frau Dr. F. Dorn Weitere Personen waren an der geistigen Herstellung der vorliegenden Arbeit nicht beteiligt. Insbesondere habe ich nicht die Hilfe einer Promotionsberaterin/eines Promotionsberaters in Anspruch genommen. Dritte haben von mir weder unmittelbar noch mittelbar geldwerte Leistungen für Arbeiten erhalten, die im Zusammenhang mit dem Inhalt der vorgelegten Dissertationsschrift stehen. Die Dissertationsschrift wurde von mir bisher weder im Inland noch im Ausland in gleicher oder ähnlicher Form einer anderen Prüfungsbehörde vorgelegt. Köln, 15.3.2012 2 Die dieser Arbeit zugrunde liegenden Untersuchungen sind von mir mit Unterstützung von Herrn Professor Dr. E. Spüntrup und des medizinisch-technischen Röntgenassistenten Herrn J.F. Kleimann durchgeführt worden. Die in dieser Arbeit angegebenen Auswertungen sind nach entsprechender Anleitung durch Herrn Professor Dr. E. Spüntrup von mir selbst ausgeführt worden. Die subjektive Auswertung des Bildmaterials erfolgte durch zwei in der Magnetresonanztomographie erfahrene Radiologen des Institutes für radiologische Diagnostik des Universitätsklinikums Köln. 3 Danksagung Mein besonderer Dank gilt Herrn Prof. Dr. med. E. Spüntrup. Ohne die außergewöhnliche Betreuung, sein unermüdliches Engagement und unergründliches Fachwissen wäre das Verfassen dieser Arbeit nicht möglich gewesen. Professor Dr. med. K. Lackner und Professor Dr. med. T. Liebig danke ich für die Möglichkeit, diese Studie an ihrem Institut erarbeiten zu dürfen. Herr J.F. Kleimann führte die MRT-Untersuchungen mit großer Gewissenhaftigkeit durch und stand mir in schweren Stunden der Motivations- und Verständnislosigkeit mit viel Geduld zur Seite. Dafür möchte ich mich von ganzem Herzen bedanken. Herrn PD Dr. med W. Möller-Hartmann und Herrn Dr. med J. Poggenborg danke ich für die Unterstützung bei der Auswertung der Daten, die ohne ihre Expertise nicht möglich gewesen wäre. Frau Dr. Dorn danke ich für die gewissenhafte Korrektur der Arbeit, der keine Unschlüssigkeit und kein gedanklicher Fehler entgangen ist. Meinen Eltern. Steter Tropfen höhlt den Stein. Ich danke euch. Für alles. 4 Inhaltsverzeichnis Inhaltsverzeichnis .....................................................................................................5 Abkürzungsverzeichnis ............................................................................................7 1. Einleitung.............................................................................................................10 2. Zielsetzung dieser Arbeit....................................................................................11 3. Grundlagen der MR-Tomographie und MR-Angiographie...............................12 3.1. Magnetresonanztomographie .........................................................................12 3.1.1. Physikalisch-technische Grundlagen der MRT.........................................12 3.1.2. Relaxation ................................................................................................14 3.1.2.1. T1-Relaxation ....................................................................................................................................14 3.1.2.2. T2- und T2*-Relaxation ....................................................................................................................15 3.1.3. Ortskodierung...........................................................................................15 3.2. Magnetresonanz-Angiographie.......................................................................16 3.2.1. Time-of-flight-Angiographie......................................................................16 3.2.2. Phasenkontrast-Angiographie..................................................................17 3.2.3. Kontrastmittelunterstützte Angiographie...................................................18 3.3. Fettunterdrückung...........................................................................................20 3.3.1. Auf unterschiedlichen T1-Zeiten basierende Fettunterdrückung..............20 3.3.1.1. Short Tau Inversion Recovery (STIR): ............................................................................................20 3.3.2. Auf chemischer Verschiebung basierende Fettunterdrückung.................21 3.3.2.1. Spektrale Sättigung (Spectral Inversion Recovery- SPIR): ............................................................21 3.3.2.2. Opposed Phase/Dixon......................................................................................................................22 3.3.2.3. Wasserselektive Anregung...............................................................................................................22 3.4. Parallele Bildgebung.......................................................................................24 3.4.1. Sensivity encoding (SENSE)....................................................................25 4. Kontrastmittel......................................................................................................27 4.1. Einleitung........................................................................................................27 4.2. Funktionsmechanismus ..................................................................................27 4.3. Gegenanzeigen/Unerwünschte Wirkung ........................................................28 4.4. Einteilung der Kontrastmittel...........................................................................28 4.4.1. Extrazelluläre Kontrastmittel.....................................................................29 4.4.1.1. Gadoterate meglumine (Dotarem!) ................................................................................................31 4.4.2. Blutpool-Kontrastmittel .............................................................................32 4.4.2.1 Gadofosveset trisodium (Vasovist!) ................................................................................................33 5. Potentielle klinische Einsatzgebiete für die verwendeten Sequenzen nach Kontrastmittelgabe mit hoher örtlicher Auflösung bei gleichzeitig hoher Kontrastierung der cerebralen arteriellen und venösen Gefäße.........................35 5.1. Thrombosen der Sinus und Hirnvenen ...........................................................35 5.2. Meningeome ...................................................................................................36 5.3. Neuronavigation..............................................................................................36 6. Material und Methoden .......................................................................................37 6.1. MR-Tomograph:..............................................................................................37 6.2. Patienten ........................................................................................................37 6.3. Magnetresonanz-Untersuchung......................................................................44 6.3.1. Vorbereitung der Untersuchung ...............................................................44 6.3.2. Verwendete Kontrastmittel .......................................................................44 6.3.3. Verwendete Sequenzen...........................................................................44 6.3.4. Untersuchungsablauf ...............................................................................47 5 6.4. Bildnachbearbeitung .......................................................................................47 6.5. Auswertung der Untersuchungen ...................................................................48 6.5.1. Subjektive Auswertung.............................................................................48 6.5.2. Objektive Auswertung ..............................................................................48 6.5.3. Statistische Auswertung...........................................................................51 7. Ergebnisse...........................................................................................................52 7.1. Subjektive Bildqualität.....................................................................................52 7.2. Objektive Bildqualität ......................................................................................53 7.3 Kasuistiken/Bildbeispiele .................................................................................59 7.3.1 Kasus 1: Carotis-Sinus cavernosus Fistel.................................................59 7.3.2 Kasus 2: Präoperative Darstellung eines Cavernoms...............................61 7.3.3 Kasus 3: Thrombose der Vena ophthalmica .............................................65 7.3.4 Kasus 4: Sinusthrombose .........................................................................66 8. Diskussion ...........................................................................................................67 8.1. Limitationen ....................................................................................................72 9. Zusammenfassung..............................................................................................73 10. Literaturverzeichnis ..........................................................................................74 11. Vorabveröffentlichung von Ergebnissen ........................................................80 12. Lebenslauf .........................................................................................................81 6 Abkürzungsverzeichnis A.: Arteria Akquisition: Aufnahme des MR-Signals durch Messung der in der Empfängerspule induzierten Spannung. 2D-Akquisition: Selektive Anregung einer Schicht und Ortskodierung mittels Frequenz- und Phasenkodierung. Einlesen in einen zweidimensionalen k-Raum und Durchführung zweier Fourier-Transformationen. 3D-Akquisition: Im Gegensatz zur 2D-Bildgebung wird nicht eine Schicht, sondern ein Volumen angeregt, woraus sich das Problem der Ortskodierung in z-Richtung ergibt, da die Schichtselektion durch den z-Gradienten entfällt. Es wird eine zusätzliche Phasenkodierung in z-Richtung nötig, die eine deutlich längere Aufnahmezeit zur Folge hat. Die Daten werden in einen dreidimensionalen k-Raum eingelesen und mit Hilfe von drei Fourier-Transformationen wird ein MR-Bild erstellt. Vorteile sind die lückenlose Darstellung eines dreidimensionalen Volumens, das in beliebige Rekonstruktionen und Projektionen umgerechnet werden kann. B0: Bezeichnung für das statische Magnetfeld eines MR-Tomographen. Bright-Blood-Technik: MRA-Verfahren, bei dem fließendes Blut mit einer höheren Signalintensität als das umgebende Gewebe dargstellt wird. Chemische Verschiebung: Auch chemical shift genannt, beschreibt die gegenüber den in Wasser vorliegenden Protonen verschobene Resonanzfrequenz in unterschiedlichen Geweben. Chemical-Shift-Artefakt: Signalauslöschung in Voxeln, die Fett und Wasser enthalten, während des out-of-phase Zustandes, also zu dem Zeitpunkt, in dem die Magnetisierungsvektoren der in Fett beziehungsweise in Wasser gebundenen Protonen entgegegngesetzt sind. cm: Zentimeter CNR: Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis; Quotient aus der Differenz der Signalintensitäten in zwei Strukturen und der Standardabweichung der Signalintensität außerhalb des Körpers. Das CNR ist ein Maß für die Fähigkeit, zwei benachbarte Strukturen voneinander zu unterscheiden. 2D: Zweidimensional 3D: Dreidimensional Echozeit TE: Zeitspanne, die vom HF-Puls bis zur Signalmessung vergeht. Die Echozeit beeinflusst den T2-Kontrast eines Bildes. Bei langer Echozeit entsteht ein T2-gewichtetes Bild und Gewebe mit langem T2 erscheinen hell. Fourier-Transformation: Mathematisches Verfahren, mit dessen Hilfe ein empfangenes MR-Signal in das Frequenzspektrum aufgelöst wird, aus dem es besteht. 7 FOV: Field of view; Größe des gewählten Bildausschnitts. Eine Verkleinerung des FOV bei gleicher Matrix verbessert die Auflösung, verschlechtert jedoch das SNR. Gradientenecho-Sequenz: Das Echo wird hier nicht durch den HF-Puls selbst, sondern durch das Schalten eines Gradienten erzeugt. Hierzu wird nach dem Anregungspuls der Frequenzkodiergradient zuerst in negativer Polarität (führt zur Dephasierung) und gleich danach in positiver Polarität (führt zur Rephasierung) eingeschaltet und so das Echo erzeugt. Die Akquisitionszeit dieser Sequenzen ist im Vergleich zu SE-Sequenzen kürzer, da der 180°-Puls entfällt. Feldinhomogenitäten werden nicht ausgeglichen, so dass ein Bild mit T2*-Kontrast entsteht. Durch TR, TE und den Anregungswinkel des HF-Pulses kann der Kontrast beeinflusst werden. Eine kurze TR und TE in Kombination mit einem Puls-Winkel von 30-50° führen zu T1gewichteten Bildern. HF-Puls: Hochfrequenz-Puls; durch einen HF-Puls der richtigen Frequenz werden die präzedierenden Spins aus der z-Ebene in die xy-Ebene ausgelenkt. Die dadurch induzierte Spannung in der Empfangsspule stellt das MR-Signal dar. kg: Kilogramm. KG: Körpergewicht. KM: Kontrastmittel. k-Raum: Datenraum, in dem die gemessenen Signale vorliegen, bevor mit Hilfe der Fourier-Transformation das Bild errechnet wird. Der Kontrast des entstehenden Bildes wird hauptsächlich von den zentralen Anteilen des k-Raums bestimmt, wohingegen die äußeren Anteile des k-Raums Informationen über die Auflösung des Bildes beinhalten. Larmorfrequenz: Präzessionsfrequenz der Spins in einem Magnetfeld. Sie ist abhängig von der gyromagnetischen Konstante " ("=42,58MHz/T für Protonen) und dem statischen Magnetfeld B0. MIP-Algorithmus: Maximum-Intensitäts-Projektions-Algorithmus; vor allem in der MR-Angiographie verwendetes Rechenverfahren, bei welchem aus einem Volumensatz nur die höchsten Intensitätswerte entlang eines Strahls zu Projektionsbildern zusammengefügt werden. Diese Rekonstruktionen sind in beliebigen Raumrichtungen wählbar. MRA: MR-Angioggraphie oder Magnetresonanzangiographie MRT: MR-Tomographie oder Magnetresonanztomographie Pulswinkel: Auslenkungswinkel des magnetische Moments gegen die z-Achse bei der Anregung. Relaxivität: Beschreibt den Effekt eines Kontrastmittels auf die T1- bzw. T2-Zeit eines Gewebes. Die Einheit ist 1/mmol!s. Je größer die Relaxivität, desto stärker wird die T1- bzw T2-Zeit verkürzt. Resonanzfrequenz: Frequenz, die der Larmorfrequenz der Protonen entspricht. 8 Repetitionszeit TR: Zeit zwischen zwei Anregungen einer Schicht. Die Repititionszeit beeinflusst den T1-Kontrast. Eine kurze Repetitionszeit bedeutet eine starke T1Wichtung, so dass Gewebe mit kurzem T1 hell erscheinen. SNR: Signal-zu-Rausch-Verhätnis; Quotient aus Signalintensität innerhalb einer interessierenden Fläche (ROI) und Standardabweichung der Signalintensität außerhalb des untersuchten Körpers. Das SNR ist abhängig von verschiedenen Faktoren, beispielsweise der Schichtdicke, der Bild-Matrix, der Größe des untersuchten Areals, der Magnetfeldstärke usw. Spin: Eigendrehimpuls von Elemantarteilchen Spinecho-Sequenz: Anregung der Spins durch einen 90°-HF-Puls. Darauf folgt ein 180°-Refokussierungspuls, der die Feldinhomogenitäten (und mit ihnen T2*) ausgleicht und das Echo erzeugt. Der Kontrast wird durch die Parameter TR und TE bestimmt (s.o.). Nachteil von Spinecho-Sequenzen ist die im Vergleich zu Gradientenecho-Sequenzen lange Akquisitionsdauer. Suszeptibilität: Magnetisierbarkeit eines Gewebes oder eines Materials Suszeptibilitätsartefakt: Signalauslöschung, hervorgerufen durch die Suszeptibilität eines Gewebes oder eines Fremdkörpers. SVT: Sinusvenenthrombose T1: Gewebespezifische Zeitkonstante der T1-Relaxation. Abhängig von der Magnetfeldstrke B0 . T1-Relaxation: Auch longitudinale Relaxation oder Spin-Gitter-Relaxation. Zurückkippen der Spins in die Richtung des äußeren Magnetfeldes B0. T2: Gewebespezifische Zeitkonstante der T2-Relaxation, nicht abhängig von der äußeren Magnetfeldstärke B0. T2-Relaxation: Auch transversale oder Spin-Spin-Relaxation. Dephasierung der Spins durch Energieaustausch untereinander. T2*: Zeitkonstante der T2*-Relaxation T2*-Relaxation: Effektive transversale Relaxation, die sich aus der T2-Relaxation und dephasierenden Einflüssen durch Inhomogenitäten des statischen Magnetfeldes zusammensetzt. V.: Vena Voxel: Kleinste Volumenelemente einer dreidimensionalen Matrix. Isotrope Voxel sind würfelförmig, besitzen also eine allseits identische Kantenlänge. 9 1. Einleitung Die Magnetresonanztomographie (MRT) gilt in der cerebralen Bildgebung auf Grund des hervorragenden Weichteilkontrastes inzwischen für viele Indikationen als Goldstandard. Die nicht-invasive Darstellung der gehirnversorgenden Gefäße mittels Magntresonanzangiographie (MRA) konnte in den letzten Jahren erheblich verbessert werden. Anders als die Duplex-Sonographie, mit der jeweils nur ein einsehbarer Gefäßabschnitt untersucht werden kann, erlaubt die MRA die übersichtsweise Darstellung aller großen gehirnversorgenden Gefäße und ist wenig untersucherabhängig. Ferner ist die MRA der sonographischen Darstellung der intrakraniellen Gefäßabschnitte deutlich überlegen, da in der Sonographie das Schallfenster durch die Schädelkalotte eingeengt wird. Der digitalen Subtraktionsangiographie hat die MRA die fehlende Strahlenbelastung, das deutlich seltenere Auftreten von Kontrastmittelunverträglichkeiten, sowie die geringere Invasivität und einen geringeren Zeitaufwand voraus. Sowohl die Time-of-flight Angiographie (TOF) als auch die Phasenkontrastangiograhpie (PCA) zur Darstellung der gehirnversorgenden Gefäße beruhen auf einer Signaländerung durch den Blutfluss und benötigen daher keine extrinsische Kontrastmittelgabe; sie sind jedoch anfällig für Flussartefakte und aufwänfig in der Akquisition, so dass die kontrastmittelunterstützte MRA weiterhin häufig Anwendung findet. Diese wird in der Regel im so genannten „first-pass“ akquiriert, d.h. der gesamte Datensatz wird während der ersten Kontrastmittelpassage akquiriert. Die limitierte Messzeit führt zu einer eingeschränkten räumlichen Auflösung, was insbesondere für die Darstellung kleinerer intrakranieller Gefäße einen Schwachpunkt darstellt. Da die Datenerhebung auf den Kontrastmittelbolus abgestimmt wird, ist der Kontrast in den Arterien (oder je nach Akquisitionszeitpunkt den Venen) sehr hoch. Während für viele Fragestellungen die selektive Darstellung der Arterien wünschenswert ist (was für die kontrastmittelunterstützte MRA durch eine Datenaufnahme während der arteriellen Kontrastmittel-Passage und bei der TOF/PCA auf Grund der unterschiedlichen Flussmuster erfolgt), so kann die gleichzeitige hochaufgelöste Darstellung von Arterien und Venen für einige Indikationen, zum Beispiel die OPPlanung von neurochirurgischen Eingriffen und stereotaktischen Biopsien eine wichtige Rolle spielen. 10 2. Zielsetzung dieser Arbeit Ziel der vorliegenden Arbeit ist es, Möglichkeiten aufzuzeigen, die die hochaufgelöste Darstellung intracerebraler Gefäße (Arterien und Venen in einem Datensatz) mittels kontrastmittelunterstützter MR-Angiographie verbessern können. Im Rahmen dessen wurden ein seit 2005 zugelassenes Blutpool-Kontrastmittel und ein extrazelluläres Kontrastmittel vergleichend untersucht. Des Weiteren wurde untersucht, ob eine Sequenz mit Fettunterdrückung im Vergleich zu einer konventionellen Sequenz eine verbesserte Darstellbarkeit ermöglicht. 11 3. Grundlagen der MR-Tomographie und MR-Angiographie 3.1. Magnetresonanztomographie 3.1.1. Physikalisch-technische Grundlagen der MRT Das zur Bilderstellung mittels MRT genutzte Signal basiert auf den Eigenschaften der Kerne von Wasserstoffatomen, genauer gesagt auf der positiven Ladung des Protons des Kerns. Atome mit einer ungeraden Anzahl von Protonen besitzen eine Eigendrehimpuls, d.h. sie drehen sich (und damit auch die auf ihr befindlichen positiven Ladung) um die eigene Achse (Abb. 1) Abbildung.1: Rotierendes Proton (aus www.fallsammlung-radiologie.de). Dies wird als Kernspin oder abgekürzt als Spin bezeichnet. Eine sich bewegende Ladung stellt einen elektrischen Strom dar. Ein elektrischer Strom wiederum geht mit einem Magnetfeld einher. Kernspin ( )und magnetischer Moment ( ) sind in der Formel (Gleichung 1) verbunden. " bezeichnet das gyromagnetische Verhältnis, eine Konstante, die für jedes Element einen typischen Wert besitzt. Für Wasserstoff ist "=42,58 MHz/T. 12 Werden die sich normalerweise ungeordnet im Körper befindlichen Protonen in ein starkes äußeres Magnetfeld, wie in einem Magetresonanztomographen gebracht, richten sie sich entlang dieses äußeren Magnetfeldes aus. Die nun geordnete Ausrichtung entlang des äußeren Magnetfeldes (in der üblichen Nomenklatur als Z-Richtung bezeichnet) heißt auch Längsmagnetisierung. Die Protonen befinden sich in einer dauernden Kreiselbewegung (Präzession genannt) um die Hauptmagnetfeldlinien (Abb. 2) Abbildung. 2: Um das statische Magntfeld B0 präzedierendes Proton (aus www.fallsammlungradiologie.de). Die Frequenz der Präzession wird auch als Larmorfrequenz #0 bezeichnet. Sie ist proportional zum äußeren Magnetfeld B0 und wie das magnetische Moment abhängig vom gyromagnetischen Verhältnis ". Die Larmorfrequenz kann mit folgender Formel berechnet werden: #0="$B0 (Gleichung 2) Durch eingestrahlte Hochfrequenzimpulse (HF-Impulse), die der Larmorfrequenz entsprechen (also zu ihr resonant sind), werden die Protonen aus der Längsmagnetisierung ausgelenkt. Es resultiert eine Bewegung der Magnetisierung in der xyEbene, die Transversalmagnetisierung (Abb 3). Diese induziert in der Emp13 Empfangsspule eine Spannung, das MR-Signal. Abbildung 3: Durch den eingestrahlten HF-Impuls werden die präzedierenden Spins aus der z-Ebene in die xy-Ebene ausgelenkt (aus www.fallsammlung-radiologie.de). Das MR-Signal wird mit Hilfe von Verstärkern und Computern weiterverarbeitet, so dass aus den präzedierenden Protonen ein Bild entsteht. 3.1.2. Relaxation Nach Abschalten des HF-Impulse nimmt die Transversalmagnetisierung und mit ihr das MR-Signal ab und die Magnetisierung kehrt in den Ausgangszustand zurück. Dies geschieht durch zwei unabhängig voneinander ablaufende Prozesse, der T1und der T2, bzw. T2*-Relaxation, welche im Folgenden erklärt werden. 3.1.2.1. T1-Relaxation Die T1-Relaxation wird auch als Spin-Gitter oder longitudinale Relaxation bezeichnet. Die Protonen sind bestrebt, ihren Ausgangspunkt vor der Anregung wieder einzunehmen. Das hat zur Folge, dass die transversale Magnetisierung in der xy-Ebene zu Gunsten der longitudinalen Magnetisierung abnimmt. Während dieses Prozesses wird die Energie, die zuvor durch den HF-Puls zugeführt wurde, wieder an die Umgebung (das Gitter) abgegeben. T1 bezeichnet die Zeitkonstante, die das Spinsystem benötigt, um den Ausgangspunkt wieder zu erreichen. Sie ist abhängig von der Magnetfeldstärke und der Beweglichkeit des angeregten Kerns inner- halb des Molekülverbands. Im Organis14 Organismus liegt sie zwischen 260ms für Fett und mehreren Sekunden für Wasser/Liquor. Um ein T1-gewichtetes Bild zu erhalten müssen Repetitionszeit (TR) und Echozeit (TE) kurz gewählt werden. Gewebe mit kurzer T1-Zeit erscheinen in solchen T1gewichteten Bildern hell. 3.1.2.2. T2- und T2*-Relaxation Kurz nach der Anregung präzedieren alle Spins „in Phase“ (d.h. synchron) in der xyEbene. Mit der Zeit kommt es durch magnetische Wechselwirkung der Spins untereinander zu einer zunehmenden Dephasierung und somit über die Abnahme der Transversalmagnetisierung zu einem abnehmenden MR-Signal. Dieser Prozeß wird als T2-Relaxation bezeichnet. T2-Zeiten im Organismus liegen zwischen 80 und 2000ms. Durch Inhomogenitäten im externen Magnetfeld wird der Prozeß der Dephasierung noch beschleunigt, was dazu führt, dass das Signal noch schneller, und zwar mit der Zeitkonstante T2*, zerfällt. Ein T2-gewichtetes Bild entsteht bei langer TR und TE. Gewebe mit langem T2, wie zum Beispiel Liquor erscheinen auf T2-gewichteten Bildern hell. 3.1.3. Ortskodierung Um aus den detektierten Signalen Bilder zu erstellen, muss die genaue Herkunft der Signale eindeutig zugeordnet werden. Dies wird durch verschiedene zusätzliche Gradientensysteme erreicht. Der Schichtkodiergradient verläuft in Z-Richtung des externen Magnetfeldes. Die Stärke des Magnetfeldes nimmt so vom einen Ende des Tomographen zum anderen stetig ab. Daraus folgt, dass sich auch die Larmorfrequenz entlang des Z-Gradienten konstant verändert. Dadurch wird es möglich, mittels eines schichtspezifischen HFPulses nur die Kerne in der gewünschten Schicht anzuregen, da nur diese innerhalb der Frequenzbreite des Anregungspulses präzedieren. Innerhalb einer Schicht erfolgt eine weitere Ortskodierung mittels Frequenz- und Phasenkodierung. Für die Frequenzkodierung wird ein Gradient in X-Richtung geschaltet. Dieser be15 wirkt eine Zunahme des Magnetfeldes von rechts nach links, so dass aus einer Schicht nicht nur eine Frequenz, sondern ein Frequenzspektrum empfangen wird und jede dieser Frequenzen einer bestimmten Spalte zugeordnet werden kann. Der letzte Schritt zur eindeutigen Lokalisationszuordnung besteht in der Phasenkodierung in Y-Richtung. Diese wird durch viele Einzelmessungen mit ansteigenden Gradienten erreicht. Durch einen Gradienten, der kurz nach der Anregung eingeschaltet wird und der ein von oben nach unten schwächer werdendes Magnetfeld erzeugt, wird die Phasenlage der Spins zueinander verändert. Die oberen Spins haben dabei gegenüber den unteren Spins einen Vorsprung in der Phasenlage und sind somit einer bestimmten Zeile zuzuordnen. Die Signale werden in einen mathematischen Datenraum, den so genannten k-Raum übertragen. Nach Auffüllen des k-Raumes mit Daten wird durch die Anwendung einer als Fourier-Transformation bezeichneten Rechenoperation aus den im k-raum liegenden Informationen das fertige MR-Bild erstellt. Dabei entspricht eine Zeile im kRaum nicht einer Zeile im fertigen Bild, sondern jeder Punkt im k-Raum enthält Informationen aus allen Voxeln der untersuchten Schicht. Im Zentrum des k-raumes ist hauptsächlich die Kontrastinformation abgebildet, wohingegen die Peripherie überwiegend Informationen über die räumliche Auflösung beinhaltet (13, 58, 84). 3.2. Magnetresonanz-Angiographie 3.2.1. Time-of-flight-Angiographie Die Time-of-flight-Angiographie (TOF-MRA) ist eine Gradienten-Echo-Sequenz. Sie benötigt kein Kontrastmittel zur signalreichen Darstellung des Gefäßsystems, da sie sich die Eigenschaft des Blutflusses zu Nutze macht. Das statische Gewebe wird durch schnell aufeinander folgende Hochfrequenzpulse gesättigt, und trägt dadurch nicht zum Signal bei. Da Blut ständig in Bewegung ist, fließt fortwährend nicht gesättigtes und somit signalreiches Blut durch die signalarme Umgebung, welches dann hell erscheint. Dadurch ergibt sich der gute Kontrast zwischen Gefäßen und Geweben (11, 23). Durch verschiedene Umstände ergeben sich Limitationen: • Parallel zur akquirierten Schicht verlaufende Blutgefäße verlieren durch partielle Absättigung an Signal 16 • Bei langsamem Blutfluss wird das gesättigte Blut nicht komplett durch ungesättigtes ersetzt und es kommt ebenfalls zum Signalverlust. • Das gleiche geschieht bei elongiertem Gefäßverlauf, bei dem ein Gefäß eine Schicht zweimal schneidet. • Komplexe Flussverhältnisse, zum Beispiel Turbulenzen wie sie in Stenosen vorliegen, führen ebenfalls zu einem Signalverlust. Dieser geht oft über die Stenose hinaus und führt so zu einer Überbewertung der Stenose. TOF-MRA´s können in 2D- oder 3D-Technik akquiriert werden. Die 3D-Akquisition bietet auf Grund dünnerer Schichten eine bessere räumliche Auflösung und trotzdem ein hohes Signal-zu-Rausch-Vehältnis, da für die Akquisition ein ganzes Volumen und nicht eine einzelne Schicht angeregt wird. Zur selektiven Darstellung der cerebralen Arterien wird ein Sättigungspuls cranial der transversal akquirierten Schicht platziert. So wird das venöse Blut abgesättigt und es resultiert ein geringeres Signal der Venen bei Erhalt eines hohen arteriellen Signals. Originalbilder der TOF-Angiographien, gleichgültig ob sie in 2D- oder 3D-Technik akquiriert wurden, werden mit einem Rekonstruktionsalgorithmus zu so genannten Maximum Intensity Projections (MIP´s) verarbeitet. So entsteht ein dreidimensionales Bild wie es aus der konventionellen Angiographie bekannt ist. Die TOF-Angiographie wird aus oben genannten Gründen fast ausschließlich zu Darstellung von Arterien genutzt (7, 52, 57, 58). 3.2.2. Phasenkontrast-Angiographie Wie die TOF-Angiographie gehört auch die Phasenkontrast-Angiographie (PCA) zu den so genannten Bright-Blood-Techniken mit signalreicher Darstellung des Gefäßlumens. Sie basiert aber auf einem völlig anderen Prinzip und eignet sich besonders gut zur Darstellung von venösen Gefäßen. Die PCA ist ebenfalls eine GradientenEcho-Sequenz. Durch die Anwendung eines zusätzlich eingefügten Gradienten erfolgt eine Phasenverschiebung der Spins, die durch einen zweiten gleich starken, aber in entgegengesetzte Richtung zeigenden Gradienten, aufgehoben wird. Dies gilt allerdings nur für stationäre Spins. Solche, die in Bewegung sind (wie im Blut), erfahren keine genaue Umkehrung der Phasenverschiebung, sondern behalten einen Teil der Phasenverschiebung zurück (1,22). 17 Das mit zusätzlichem Gradienten akquirierte Bild wird mit einer Referenzmessung ohne zusätzlichen Gradienten verglichen. Durch Subtraktion dieser beiden Bilder wird selektiv das Gefäßlumen abgebildet, da nur innerhalb des Gefäßlumens eine Phasenverschiebung stattgefunden hat. Die Geschwindigkeit des Blutflusses kann so relativ genau bestimmt werden, da die Phasenverschiebung bei gegebenen Gradienten proportional zum Blutfluss ist. Der flusskodierende Gradient bzw. die Grenzgeschwindigkeit muss an die Flussgeschwindigkeit der interessierenden Gefäße angepasst werden, um Phasenüberfaltungen zu vermeiden. Diese resultieren aus Phasenverschiebungen, die über 180° hinausgehen, da über 180° hinausgehende Werte fälschlicherweise als negativ gewertet werden. Flussrichtung und Flussgeschwindigkeit werden demzufolge dann falsch abgebildet. Die Phasenverschiebung kann durch verschiedene Gradienten in jede Raumrichtung erreicht werden. Es lässt sich also eine genaue Aussage über die Flussrichtung machen. Vorteil der PCA ist ihr hervorragender Gefäß-Gewebe-Kontrast. Niedrige Flussgeschwindigkeiten sowie die Ausrichtung der Blutgefäße in Relation zur Schichtebene haben keinen Einfluss auf die Signalintensität. Allerdings benötigt die PCA wegen der mehreren benötigten Messungen eine Messzeit von acht bis zehn Minuten und eine lange Rekonstruktionszeit. Ferner reagiert die PCA-Technik sehr sensibel auf turbulenten Fluss, was eine vollständige Signalauslöschung bewirken kann (7, 52, 57, 58). 3.2.3. Kontrastmittelunterstützte Angiographie Die kontrastmittelunterstützte Angiographie ist wenig anfällig für die oben erwähnten Artefakte und hat eine kurze Aufnahmezeit (61). Es wird eine schnelle, T1-gewichtete gespoilte 3D-Gradientenecho-Sequenz mit sehr kurzer Repititions- und Echozeit genutzt, die zusammen mit dem die T1-Zeit verkürzenden intravenös applizierten Kontrastmittel ein hochkontrastiertes Bild der Gefäße erzeugt (46, 60 ,62). Durch die Entwicklung hochleistungsfähiger Gradienten können Repetitionszeiten von unter 5ms erreicht werden, so dass ein kompletter Datensatz in 20 Sekunden aufgenommen werden kann. Das ermöglicht die Bildakquisition innerhalb einer Atem-Anhalte-Zeit, so dass Atemartefakte vermieden werden können. 18 Für die cerebrale Angiographie ist dies von untergeordneter Bedeutung, da hier durch Atmung bedingte Bewegungsartefakte im Gegensatz zu anderen Körperregionen eine nebensächliche Rolle spielen. Eine technische Herausforderung stellt die zeitliche Abstimmung von Kontrastmittelapplikation und Sequenz-Start dar. Für ein optimales Bildergebnis ist es wichtig, dass der Bolus während der Auslese der zentralen k-Raum-Anteile die interessierende Gefäßregion durchläuft, da das Zentrum des k-Raumes den Kontrast des Bildes bestimmt (45). Die Zeitspanne ist abhängig vom Volumen des Bolus und der Geschwindigkeit der Applikation, der Kreislaufleistung und dem Gefäßstatus des jeweiligen Patienten. Bei einer zu späten Datenakquise kommt es durch Übertritt von Kontrastmittel ins venöse Gefäßbett zu einer Überlagerung der Arterien (6, 52, 57, 64). Ein 2005 nur für die MR-Angiographie zugelassenes Kontrastmittel (Vasovist!) der Firma Schering verspricht durch seine erhöhte Relaxivität und eine längere Verweildauer im Blut eine verbesserte Möglichkeit zur hochaufgelösten Darstellung auch kleinerer Gefäße in der Äquilibriumsphase. Hierbei wird der Datensatz nicht im so genannten first-pass, sondern deutlich später nach homogener Verteilung des Kontrastmittels im gesamten Gefäßbett aufgenommen. Die verlängerte Verweildauer im Gefäßsystem soll daher auch in der Äquilibriumsphase einen guten Kontrast erlauben (27). Verschiedene Untersuchungen zeigten bereits gute Ergebnisse in unterschiedlichen Gefäßterritorien. Bluemke et al. zum Beispiel konnten schon 2001 in einer Phase II Studie von guten Ergebnissen bei der Untersuchung von Carotiden berichten. Untersucht wurden 26 Patienten, die randomisiert drei Gruppen zugeteilt wurden, in denen verschiedene Dosen (0,01, 0,03 und 0,05 mmol/kg KG) des Blutpool-Kontrastmittels appliziert wurden. Jeder Patient wurde fünf und 50 Minuten nach Kontrastmittelgabe untersucht und die akquirierten Bilder jeweils mit der konventionellen Angiographie als Referenz verglichen. Bildqualität, Sensitivität, Spezifität und Exaktheit zeigten in der Untersuchung fünf Minuten nach Kontrastmittelgabe bessere Ergebnisse als in der Untersuchung nach 50 Minuten. In der frühen Phase zeigte sich im Unterschied zur späten Phase eine negative Korrelation zwischen Kontrastmitteldosis und Sensitivität, Spezifität und Exaktheit. Eine Dosis von 0,03 mmol/kg KG wurde als angemessene Dosis zum Erreichen eines guten Kontrast-zu-RauschVerhältnisses bei geringst möglicher Kontrastierung des Weichteilgewebes angegeben. Verschiedene Ansätze zur verminderten Überlagerung von Arterien und Venen, wie zum Beispiel vessel tracking und Modifizierung der Sequenzen zur Erkennung der Flussrichtung im Gefäß wurden diskutiert (4). 19 Nikolaou et. al. konnten 2006 ebenfalls im Rahmen einer Phase II Studie gute Resultate bei der Untersuchung von peripheren Gefäßen mittels hochauflösender MRA unter Verwendung von Vasovist! erzielen. Es wurden zehn gesunde Studienteilnehmer und zehn Patienten an jeweils mehreren Gefäßabschnitten sowohl im firstpass als auch in der Äquilibriumsphase untersucht. Mit steigender Auflösung verbesserte sich die Bildqualität und die Differenzierung von Venen und Arterien in der unteren Extremität wurde vereinfacht. Da eine höhere Auflösung mit längeren Akquisitionszeiten und demzufolge einer höheren Wahrscheinlichkeit für Bewegungsartefakte einhergeht, wurde eine Voxellänge von 0,5mm empfohlen (56). Ein technischer Vorteil bei der Darstellung der intrakraniellen Gefäße besteht darin, dass- anders als in den meisten anderen Körperregionen- Arterien und Venen nicht parallel verlaufen und die Unterscheidung aus anatomischen Gründen leichter fällt. 3.3. Fettunterdrückung Die Unterdrückung des Fettsignals dient verschiedenen Zwecken. Zum einen wird sie genutzt, um so genannte chemical-shift (durch chemische Verschiebung verursachte) Artefakte zu unterbinden. Diese resultieren aus der unterschiedlichen Resonanzfrequenz von Protonen in verschiedenen Geweben, zum Beispiel Fett und Wasser und führen zu Signalauslöschungen an Grenzflächen dieser Gewebe. Weitere Vorteile sind die durch Fettsuppression verbesserte Visualisierung von Kontrastmittel-Aufnahme in lipidhaltiger Umgebung sowie die Unterscheidung verschiedener Gewebearten (z.B. in Nebennierentumoren) (19). Es gibt verschiedene Techniken zur Unterdrückung des Fettsignals, die auf unterschiedlichen Prinzipien beruhen. 3.3.1. Auf unterschiedlichen T1-Zeiten basierende Fettunterdrückung 3.3.1.1. Short Tau Inversion Recovery (STIR): Diese Technik beruht auf den spezifischen T1-Relaxationszeiten unterschiedlicher Gewbearten. Nach einem 180°-Inversionspuls, der die parallele longitudinale Magnetisierung in eine Antiparallele kippt, wird eine bestimmte Zeit (die Inversionszeit) abgewartet, bis der bildgebende Puls ausgesendet wird. In dieser Zeit baut sich die antiparallele Aus20 richtung zu Gunsten der parallelen Ausrichtung ab. Dies geschieht mit einer für jedes Gewebe spezifischen Geschwindigkeit (abhängig von der T1-Zeit). Zu einem bestimmten Zeitpunkt ist daher die Longitudinalmagnetisierung im Fettgewebe gleich null. Im Fettgewebe, das eine sehr kurze T1-Relaxationszeit von 200-240ms aufweist, ist dieser Punkt bei 1,5Tesla nach etwa 150ms erreicht (14, 24). Da die T1Relaxationszeiten bei 3 Tesla etwa 15-22% über denen bei 1,5 Tesla liegen, ist mit einer Inversionszeit von etwa 180ms zu rechnen (30). Wird zu genau diesem Zeitpunkt der bildgebende Puls gestartet, kann keine Transversalmagnetisierung aus diesem Gewebe produziert werden. Das führt zu einer signalarmen Darstellung des Fettgewebes. Zur Fettunterdrückung nach Kontrastmittelgabe ist die STIR-Sequenz nicht geeignet, da gadoliniumhaltige Kontrastmittel die Eigenschaft haben, die T1-Zeit zu verkürzen. Das führt in der Kombination mit der STIR zu einem hypointensen Signal im Blutgefäß (19, 57, 84). 3.3.2. Auf chemischer Verschiebung basierende Fettunterdrückung 3.3.2.1. Spektrale Sättigung (Spectral Inversion Recovery- SPIR): Die spektrale Sättigung nutzt die unterschiedlichen Resonanzfrequenzen von Protonen in verschiedenen Geweben aus. Die Differenz der Resonanzfrequenz, die so genannte chemische Verschiebung in Herz, ist proportional zur Magnetfeldstärke. Bei 1,5T beträgt die Differenz ca. 220 Hz zwischen in Wasser und in Fett gebundenen Protonen. Eine weitere Einheit lautet parts per million (ppm). Diese ist unabhängig von der Magnetfeldstärke und beträgt 3,5 ppm zwischen den in den unterschiedlichen Geweben (Wasser und Fett) gebundenen Protonen (84). Durch einen dem Anregungspuls vorgeschalteten, so genannten spektralen Vorpuls wird selektiv nur das Fett angeregt und die resultierende Magnetisierung sofort dephasiert. Es ist also keine Longitudinalmagnetisierung im Fettgewebe vorhanden, die in eine Transversalmagnetisierung gekippt werden kann. Ohne Transversalmagnetisierung wird kein Signal induziert, so dass das Fettgewebe wie in der STIRSequenz hypointens erscheint (39, 57, 84). In Bereichen, in denen aus äußeren (z.B. Knöpfe, Reißverschluss, Krone) oder inneren (hohe Gewebevielfalt auf engem Raum) Gründen eine Inhomogenität im Magnetfeld herrscht, ist die spektrale Sättigung nicht gut anzuwenden, da sie eine Abweichung der Resonanzfrequenzen zur Folge hat (76). 21 Ein weiterer Nachteil ist, dass es durch den Sättigungs-Puls gerade in GradientenEcho-Sequenzen zu einer deutlich verlängerten Akquisitionszeit kommt (19). 3.3.2.2. Opposed Phase/Dixon Auch bei dieser Technik wird die unterschiedliche Larmor-Frequenz der Protonen genutzt. Die in Wasser gebundenen Protonen präzessieren geringfügig schneller, so dass sie nach einem bestimmten Zeitintervall eine Phase genau entgegengesetzt der in Fett gebundenen zeigen (opposed-phase) und nach einem weiteren Zeitintervall wieder in die gleiche Richtung zeigen (in-phase). Mit Wahl der entsprechenden Echo-Zeit kann man also zwischen in-phase und opposed-phase wählen. Charakteristisch für Bilder, die in der opposed-phase aufgenommen wurden, ist die Signalauslöschung an Grenzflächen von fett- zu wasserhaltigem Gewebe, beziehungsweise in Voxeln, die sowohl Fett als auch Wasser enthalten (19, 57). Genutzt wird diese Technik hauptsächlich zur Differenzierung von Raumforderungen der Nebenniere. Fettreiche Adenome zeigen eine deutliche Änderung der Signalintensität zwischen in-phase und out-of-phase Bildern, während nichtadenomatöse fettarme Gewebe keine signifikante Änderung zeigen. Für die als Dixon-Technik bekannte Fettsuppression werden sowohl der in-phaseals auch der out-of-phase-Datensatz erhoben und durch Addition bzw. Subtraktion dieser beiden voneinander kann ein reines Wasser- beziehungsweise ein reines Fettbild rekonstruiert werden (20, 84). 3.3.2.3. Wasserselektive Anregung Wie bereits erwähnt unterscheiden sich die Larmorfrequenzen der in verschiedenen Geweben gebundenen Wasserstoffprotonen. Die Frequenz der in einer C-H-Bindung befindlichen Protonen (also der in Fett) liegt um 3,5 ppm (~220 Hz bei 1,5 T) niedriger als die der in einer O-H Bindung (Wasser) vorliegenden (13). Diesen Frequenzunterschied macht man sich für die Bildgebung zu Nutze. Es wurden gleichzeitig räumlich und spektral selektive Pulse entwickelt, die zu einer alleinigen Anregung von Wasser führen, also kein Signal aus dem Fettgewebe erzeugen (29, 47, 49, 73, 74). Es gibt verschiedene HF-Pulsabfolgen, z.B. die in der Praxis gebräuchlichsten 1-2-1 oder 1-3-3-1 Anregungspulse. Das Prinzip bleibt das gleiche und soll im Folgenden kurz erläutert werden. Es wird eine Abfolge von Pulsen entweder im Amplitudenverhältnis 1:3:3:1 (zum Bei22 spiel 11.25°:33.75°:33.75°:11.25°) oder im Verhältnis 1:2:1 (zum Beispiel 22.5°:45.00°:22.5°) eingestrahlt, die am Ende eine alleinige Anregung der in Wasser befindlichen Protonen bewirken. Dies führt letztendlich dazu, dass das Fett nicht zum Signal beiträgt, da es sich in der longitudinalen Position befindet. Die Wasserprotonen hingegen befinden sich in der transversalen Position und können somit Signal liefern. Der initiale Anregungspuls wird ausgesandt und eine vorher festgelegte Zeit gewartet, bis sich eine bestimmte Phasendifferenz entwickelt hat. Daraufhin wird ein zweiter Puls eingestrahlt, der die Magnetisierung um beispielsweise 45° auslenkt. Der Phasenunterschied zwischen Wasser und Fett bleibt jedoch bestehen. Nach erneuter Wartezeit wird ein dritter Puls eingestrahlt, der dazu führt, dass die im Wasser gebundenen Protonen sich in der 90° Position befinden, die in Fett gebundenen werden mit dem letzten Hochfrequenz-Puls in die Longitudinal-Position zurückgekippt und tragen somit nicht zum MR-Signal bei. Abbildung 4 verdeutlicht dies graphisch für den 1:2:1 Puls Abbildung 4: Schema der wasserselekitven Anregung. Aus: Nitz WR, Praxiskurs MRT, S.112 Die wasserselektive Anregung mittels eines solchen Binomial-Pulses ist weniger anfällig für Magnetfeldinhomogenitäten und kann auch für die Bildgebung mit Kontrast23 mittel verwendet werden. Außerdem erlaubt sie eine oftmals schnellere Bildakquisition als die spektrale Sättiung. Daher wurde sie zur Fettunterrückung in der vorliegenden Untersuchung verwendet. Hauger et. al konnten in ihrer Untersuchung eine signifikant bessere Fettunterdrückung mit 1:3:3:1 Puls als mit 1:2:1 Puls zeigen. Allerdings zeigte sich dort auch eine erhöhte Anfälligkeit für Artefakte (36). 3.4. Parallele Bildgebung Zwei Aspekte sind seit Einführung der MRT von besonderem Interesse: zum einen eine bessere Bildqualität, zum anderen die schnellere Bildakquisition. Die Bildqualität wird durch höhere Auflösung und stärkeren Kontrast verbessert. Zu beachten ist hierbei, dass Auflösung und Kontrast in negativem Zusammenhang zueinander stehen und sich so gegenseitig beeinflussen. Gründe für den Wunsch nach einer Verkürzung der Akquisitionszeit sind die Vermeidung von Bewegungsartefakten und die durch kürzere Untersuchungszeiten erreichte Kostensenkung. Seit Beginn der Magnetresonanztomographie konnten Akquisitionszeiten durch verschiedene Verfahrensweisen erheblich verkürzt werden. Anfangs wurde dies vor allem durch die Entwicklung leistungsstärkerer Gradientensysteme erreicht, wodurch bei der Gradienten-Echo-Technik die TR- und TE-Zeiten erheblich verkürzt werden konnten. Die technischen Möglichkeiten scheinen in diesem Hinblick allerdings an ihre Grenzen zu stoßen, so dass durch andere Faktoren eine Verkürzung der Aufnahmezeit erreicht werden muss. Eine Möglichkeit stellt die unvollständige Abtastung des k-Raumes dar. Diese werden als Partial-Fourier-Technik (unvollständige Abtastung des k-Raumes in Phasenkodierrichtung) bzw als Fractional Echo (unvollständige Abtastung des k-Raumes in Frequenzkodierrichtung) bezeichnet (84). Eine weitere Option wurde durch die Einführung der parallelen Bildgebung mittels mehrerer in Phasenkodierrichtung angeordneter Spulen eröffnet. Diese Spulen empfangen gleichzeitig und unabhängig voneinander Signale aus dem ihnen zugeteilten Sensitivitäts-Bereich. Jede Spule muss dazu mit einem eigenen Empfänger-System gekoppelt sein (3, 37). Es werden hauptsächlich zwei Techniken zur parallelen Bildgebung mit MehrSpulen-Systemen eingesetzt. Zum einen die k-raum-basierte Rekonstruktion SMASH, zum anderen die Bild basierte Rekonstruktion SENSE. 24 Die in der vorliegenden Untersuchung verwendete Methode SENSE (Sensivity encoding) soll im Folgenden erläutert werden. 3.4.1. Sensivity encoding (SENSE) Die SENSE-Methode wurde 1999 von Pruessmann et al. eingeführt. Während der Datenakquisition wird von mehreren Spulenelementen jeweils ein verkleinertes Field-of-view abgetastet und die Daten dieser Field-of-views parallel an den Rechner gesendet. Durch das reduzierte Field-of-view werden die überstehenden Bildanteile am gegenüberliegenden Bildrand abgebildet (beispielsweise die Nase im Hinterkopf). Diese in jedem Bild entstehenden Artefakte werden Einfaltungen genannt, machen jede Spule „einzigartig“ und ermöglichen so die eindeutige Zuordnung eines entstandenen Bildes zu genau einer Spule. Jede Spule ist für einen gewissen Bildebereich Empfänger, also sensitiv. Die Sensitivität der einzelnen Spulen wird vor Start der eigentlichen Messung in einem so genannten Reference-Scan ermittelt. Durch die Kenntnis der Sensitivitäten können durch eine Rechenoperation die Fieldof-views der einzelnen Spulen zu einem gesamten Bild rekonstruiert werden (63). Die parallele Bildgebung reduziert die Bildakquisitionszeit durch Reduktion der Phasenkodierschritte. Es muß allerdings bedacht werden, dass mit einer verminderten Anzahl Phasenkodierschritte auch das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) sinkt. Phasenkodierschritte und Signal-zu-Rausch-Verhältnis hängen folgendermaßen zusammen: SNR !"%p p=anzahl der phasenkodierschritte (Gleichung 3) Das Signal-zu Rausch-Verhältnis in der parallelen Bildgebung (SNRR) errechnet sich wie folgt: SNRR=SNR0 (Gleichung 4) g%R Das SNR ist also abhängig von 3 Faktoren: dem Grund-Signal-zu-Rasch-Verhältnis SNR0, das vom Sequenz-Design und anderen Faktoren abhängig ist, dem Reduktionsfaktor R (entspricht in oben genannter Gleichung 3 der Anzahl der Phasenkodierschritte p) und dem Geometrie-Faktor g (32, 63). 25 Der Geometrie-Faktor (g-Faktor) hängt von der Spulengeometrie (Abstand der Spulen etc.) und anderen Faktoren ab. Durch den g-Faktor werden relativ kleine Unterschiede im Rauschen vervielfacht; dies führt so zu einem Bild mit vermehrtem Hintergrundrauschen. Das vom g-Faktor verursachte Rauschen verteilt sich nicht homogen über das Bild, da die Spulen-Sensitivität sich über das Bild verändert. Das kann in der Berechnung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses zu Fehlern führen (42). Es gibt Möglichkeiten, das Signal-zu-Rausch-Verhältnis auch in parallel akquirierten Bildern genau zu berechnen; allerdings bedarf dies mehrerer Messungen und ist somit sehr zeitaufwändig und deswegen im klinischen Alltag nicht praktikabel. Ein weiterer Nachteil der SENSE-Methode ist, dass die Sequenz sehr empfindlich auf Patientenbewegung reagiert, die zwischen dem Reference-Scan und der eigentlichen Akquisition auftritt. Die im Reference-Scan ermittelten Sensitivitäten stimmen dann nicht mehr mit der neuen Patienten-Position ein und führen zu Artefakten. Es ist daher wichtig, die Patienten für die Untersuchung in einer guten Position zu lagern und gegebenenfalls den Kopf in der Spule zu fixieren (65). 26 4. Kontrastmittel 4.1. Einleitung Für die Kontrastmittelgestützte MRT werden so genannte positive Kontrastmittel verwendet, die durch Verkürzung der T1-Zeit eine Signalverstärkung erreichen und auf T1-gewichteten Bildern somit hell erscheinen (83). Indikationen für den Einsatz von Kontrastmittel in der cerebralen Bildgebung sind vor allem entzündliche sowie neoplastische Erkrankungen und die Abklärung primärer Gefäßerkrankungen mittels MR-Angiographie. Die ersten Erfahrungen mit kontrastmittelunterstützter MRA wurden in den 90er Jahren gemacht. Bis dahin wurde hauptsächlich mit der Time-of-flight-Angiographie und der Phasen-Kontrast-Angiographie gearbeitet. Als erstes MR-Kontrastmittel wurde 1988 Gd-DTPA (Magnevist!, Schering, Berlin) zugelassen. Seither wurde eine Vielzahl von MR-Kontrastmitteln für verschiedene Anwendungsbereiche entwickelt und zugelassen. 4.2. Funktionsmechanismus Der überwiegende Anteil der MR-Kontrastmittel sind gadoliniumhaltige Kontrastmittel. Gadolinium, das zu den Lanthaniden gehört, ist ein Element mit sieben ungepaarten Elektronen und besitzt dadurch einen hohen paramagnetischen Effekt. Durch dieses starke magnetische Moment bewirkt das gadoliniumhaltige Kontrastmittel eine Zunahme der Relaxationsrate und führt zu einer Verkürzung der T1(SpinGitter)- und T2(Spin-Spin)-Relaxationszeiten. In geringer Konzentration dominiert die Verkürzung der T1-Relaxationszeit, so dass in T1-gewichteten Bildern eine Zunahme der Signalintensität resultiert. Dieser Effekt ändert sich bei höheren Konzentrationendie Verkürzung der T2-Relaxationszeiten überwiegt und die Signalintensität nimmt ab. Die Relaxivität r (Einheit: 1/mmol!s) ist das Maß der Relaxationszeitverkürzung und errechnet sich nach folgender Formel: 27 (Gleichung 5) r = Relaxivität i = 1,2 (T1 bzw.T2 Relaxationszeitverkürzung) Ti(0) = Ti vor Kontrastmittelgabe [KM] = Kontrastmittelkonzentration Aus: Goyen M (Hrsg), MR-Angio mit Vasovist, Berlin ABW Wissenschaftsverlag, S. 68 Dabei ist die Relaxivität noch abhängig von verschiedenen Faktoren, zum Beispiel der Magnetfeldstärke (67). 4.3. Gegenanzeigen/Unerwünschte Wirkung Bei nierengesunden Patienten bestehen keine Bedenken zur Applikation von Kontrastmitteln für die Magnetresonanztomographie. Bei eingeschränkter Nierenfunktion kann es zur so genannten nephrogenen systemischen Fibrose (NSF) kommen. Weltweit sind inzwischen 215 sicher dokumentierte Fälle der NSF in Zusammenhang mit der Applikation von gadoliniumhaltigem KM bekannt (5). Diese Fälle traten fast ausschließlich im Zusammenhang mit linearen Gadolinium-Chelaten auf, was sich auf die im Vergleich zu makrozyklischen Chelaten geringere Stabilität zurückführen lässt (s.u.). Als Reaktion wurden striktere Richtlinien für den Einsatz gadoliniumhaltiger Kontrastmittel erlassen (5, 71). Gadoliniumhaltige Kontrastmittel gelten als die sicherste Gruppe unter den Kontrastmitteln. Akute Komplikationen wie Übelkeit, Kopfschmerzen und allergische Reaktionen nach intravenöser Applikation werden in der Literatur in einer Häufigkeit von 0,07-2,4% beschrieben (17, 44, 51, 53). 4.4. Einteilung der Kontrastmittel Eine Einteilung der Kontrastmittel kann nach verschiedenen Aspekten vorgenommen 28 werden. Im Hinblick auf die vorliegende Arbeit scheint eine Unterscheidung von extrazellulären Kontrastmitteln und intravasalen Kontrastmitteln sinnvoll, da ein Ziel der Untersuchung der Vergleich eines extrazellulären Kontrastmittels (Gadoterate meglumine (Dotarem!)) zu einem Blutpool Kontrastmittel (Gadofosveset trisodium (Vasovist!)) in der hochaufgelösten Darstellung der intracerebralen Gefäße während der Äquilibriumphase ist. Beide Kontrastmittel bewirken durch Verkürzung der T1Zeit eine Signalverstärkung in T1- gewichteten Bildern, gehören also zu den positiven Kontrastmitteln. Negative Kontrastmittel wie zum Beispiel eisenoxdbasierte Kontrastmittel hingegen bewirken über eine Erhöhung der Suszeptibilität eine Vekürzung der T2*-Zeit und so eine Signalabnahme auf T2-gewichteten Bildern. Diese werden nach intravenöser Applikation selektiv in den Kupfferzellen der Leber aufgenommen und werden v.a. zur Differenzierung von Leberläsionen eingesetzt. Im Folgenden sollen die Charakteristika von extrazellulären und BlutpoolKontrastmitteln im Allgemeinen und der beiden in der Studie verwendeten Kontrastmittel im Speziellen aufgeführt werden. 4.4.1. Extrazelluläre Kontrastmittel Extrazellluläre Kontrastmittel sind die im klinischen Alltag am häufigsten verwendeten MR-Kontrastmittel. Typischerweise haben Kontrastmittel als wichtigsten Bestandteil das Gd3+-Ion, welches als paramagnetisches Element die Relaxivität und somit die Signalintensität beeinflusst. In freier elementarer Form ist Gadolinium (Gd3+) höchst giftig, so dass es für die Anwendung in Kontrastmitteln in Komplexe mit Chelaten, zum Beispiel DTPA (Diethylentriaminpentaessigsäure) oder DOTA (1,4,7,10-Tetraazacyclododecan-1,4,7,10tetraessigsäure) gebunden werden muss. Der Ligand bestimmt anhand seiner Eigenschaften (Ladung, Größe, Form) die pharmakokinetischen Eigenschaften des Kontrastmittels. Es werden lineare und makrozyklische Liganden unterschieden, wobei die makrozyklischen Verbindungen eine höhere Stabilität aufweisen als lineare. Die Komplexbindungsrate von Dotarem zum Beispiel beträgt 1028, wogegen die von Magnevist bei 1023 liegt (9). Abbildung 5 zeigt die Strukturformeln eines linearen und eines makrozyklischen Liganden. Extrazelluläre Kontrastmittel liegen als hydrophile niedermolekulare Lösungen vor, 29 die mit einer Ausnahme eine Konzentration von 0,5mol/l aufweisen (Tabelle 1). Intakte Zellmembranen können auf Grund des hydrophilen Charakters nicht überwunden werden. Für die cerebrale Bildgebung ist von Bedeutung, dass auch die gesunde Blut-Hirn-Schranke nicht für extrazelluläre Kontrastmittel durchgängig ist. So kann eine Kontrastmittelanreicherung außerhalb der Gefäße nur in Bereichen stattfinden, in denen eine Schädigung der Blut-Hirn-Schranke vorliegt (z.B. im Rahmen von Infektionen und entzündlichen Erkrankungen) oder in denen keine Blut-HirnSchranke existiert (z.B. Neoplasien unterschiedlicher Art) (54). Die Elimination aus dem Körper erfolgt fast ausschließlich per glomerulärer Filtration über die Niere. Die Eliminationshalbwertszeiten unterscheiden sich von Substanz zu Substanz, sind aber auf Grund der fast fehlenden Albuminbindung relativ kurz (ca. 90 Minuten) (54). DTPA DOTA Abbildung 5: linearer (DTPA) und makrozyklischer (DOTA) Ligand im Vergleich Wirkstoff/Handelsname Konzentration mol/l T1-Relaxivität -1 -1 mmol s Osmolalität mosm/kg H20 Gd-DOTA Dotarem® 0,5 4,3* 1350 Gd-DTPA Magnevist® 0,5 3,8* 1960 Gd-DTPA-BMA Omniscan® 0,5 4,4* 780 Gd-HP-DO3A Prohance® 0,5 4,8* 630 Gd-BT-DO3A Gadovist® 1,0 6,1* 1603 *in Plasma bei 0,47T; aus Rohrer Tabelle 1: Überblick über Eigenschaften einiger 30 MR-Kontrastmittel 4.4.1.1. Gadoterate meglumine (Dotarem!) Dotarem! wurde nach Magnevist! 1989 als zweites Kontrastmittel für die kraniale und spinale Bildgebung zugelassen. Später folgten Zulassungen für weitere Indikationen. Das Gadolinium-Ion ist mit DOTA (1,4,7,10 tetraazacyclododecan- N,N‘,N‘‘,N‘‘‘tetraessigsäure), einem makrozyklischen Liganden verbunden. Auf Grund der vierfach negativen Ladung des Liganden ist Dotarem! einfach negativ geladen (70), also ionisch. Abbbildung 6 zeigt die Strukturformel. Ein Molekül Gd-DOTA hat ein Molekulargewicht von 557 Dalton (9). Dotarem! liegt als klare wässrige Lösung mit einem pH-Wert von 6,5-8,0 vor. 1 ml Injektionslösung enthält 279,32 mg Gadotersäure (als Megluminsalz) entsprechend 0,5 mmol. Bei 37°C lässt sich eine Osmolalität vom 1350 mOsm/kg H20 und eine Viskosität von 2,0 mPa!s messen. Die Viskosität bei 20°C beträgt 3,2 mPa!s. Nach intravenöser Gabe folgt eine rasche Verteilung im Extrazellulärraum. Das Verteilungsvolumen entspricht somit der extrazellulären Flüssigkeit, das heißt etwa 18 Liter. Eine Bindung an Proteine wie zum Beispiel Serumalbumin findet nicht statt. Dotarem! wird in unveränderter Form durch glomeruläre Filtration über die Nieren ausgeschieden (89% nach 6 Stunden; 95% nach 24 Stunden). Bei Patienten mit normaler Nierenfunktion (Kreatinin-Clearance & 60 ml/min) beträgt die Eliminationshalbwertszeit 1,6 Stunden. Bei Patienten mit eingeschränkter Nierenfunktion ist die Eliminationshalbwertszeit verlängert: bei einer Kreatinin-Clearance von 30 – 60 ml/min bis auf 5 Stunden und bei einer Kreatinin-Clearance von 10 – 30 ml/min bis auf 14 Stunden (16). Der über den Stuhl ausgeschiedene Anteil ist sehr gering. In Tierversuchen wurde gezeigt, dass Gadotersäure durch Dialyse entfernt werden kann (86). Die übliche Dosierung für Dotarem! beträgt 0,1mmol/kg Körpergewicht. Dies entspricht 0,2ml/kg Körpergewicht. Für einige Indikationen (Diagnostik der Multiplen Sklerose, Perfusion) gibt es Empfehlungen für eine Dosissteigerung auf 0,2mmol/Kg KG (0,4ml/kg KG) (2). Die T1-Relaxivität in Plasma beträgt bei 0,47 T 4,3 mmol-1s-1, bei 1,5 T 3,6 mmol-1s-1 und bei 3 T 3,5 mmol-1s-1 (68). Die makrozyklische, ionische Form sorgt für die gute Verträglichkeit und begründet das im Vergleich zu anderen Kontrastmitteln seltenere Auftreten einer nephrogenen systemischen Fibrose (9). 31 Abbildung 6: Strukturformel von Gadoterate meglumine (Dotarem!) 4.4.2. Blutpool-Kontrastmittel Hauptcharakteristikum der Blutpool-Kontrastmittel als intravaskuläre Kontrastmittel ist die durch verschiedene Mechanismen erreichte längere Verweildauer im Gefäßsystem. Es werden drei Substanzklassen unterschieden: Ultrakleine Eisenoxidpartikel, paramagnetische gadoliniumhaltige Makromoleküle und temporär an Proteine bindende Kontrastmittel. Durch die größere Relaxivität und die verlängerte Gefäßzeit, die wiederum eine längere Akquisition ermöglicht, erhofft man sich eine bessere Darstellung kleiner Gefäße. Außerdem ist die Untersuchung mehrerer Körperpartien ohne erneute Kontrastmittelgabe möglich (56). Es kann eine verbesserte Darstellung des venösen Gefäßsystems erreicht werden, die sowohl Vor- als auch Nachteile bietet, da es zu einer gegenseitigen Überlagerung des arteriellen und venösen Gefäßsystems kommt. Durch bestimmte Software beziehungsweise die Kombination mit den Daten einer first-pass Angiographie können die Gefäßkompartimente in der Nachbearbeitung aber separiert werden. 32 4.4.2.1 Gadofosveset trisodium (Vasovist!) Vasovist! ist das erste klinisch zugelassene Blutpool-Kontrastmittel. Der Komplex aus Gd3+ und DTPA (Diethylentriaminpentaessigsäure) entspricht dem des Kontrastmittels Magnevist!. An diesen Komplex ist über eine Phosphor-DiesterBrücke eine Diphenylcyclohexyl-Gruppe gebunden. Über diese Gruppe wird die reversible und für Albumin spezifische Bindung hergestellt. Abb. 7 zeigt die Molekülstruktur. Die Partikelgröße entspricht (ohne gebundenes Albumin) in etwa der von Magnevist!. Wie Dotarem! liegt es in einer wässrigen Lösung mit einem pH von 6,5-8 vor. 1 ml Injektionslösung enthält 244 mg (entspricht 0,25 mmol) Gadofosveset Trinatrium als Wirkstoff. Die Viskosität beträgt 3,0mPa!s, die Osmolalität 825mOsm/kg H2O, beides gemessen bei 20°C. Vasovist! zeigt eine Proteinbindung von 80-96% im menschlichen Plasma, abhängig von der Kontrastmittelkonzentration. Bei steigender Konzentration fällt die Proteinbindung ab. (96% bei 0,1mmol/l, 80% bei 1mmol/l) (43). Das Distributionsvolumen von Vasovist! beträgt 148 ± 16 ml/kg (87). Eine Extravasation ist durch die Bindung an Albumin nur dort möglich, wo Albumin das Gefäßbett auf Grund von Schädigung verlassen kann. Das heißt, es können unter physiologischen Bedingungen nur nicht an Albumin gebundene Vasovist!Moleküle den Gefäßraum verlassen und renal eliminiert werden. Daraus ergibt sich eine im Vergleich zu extrazellulären Kontrastmitteln verlängerte mittlere Eliminationshalbwertszeit von 16,3 ± 2,6 Stunden. Verschiedene Ursachen führen dazu, dass die Relaxivität von Vasovist erhöht ist. Durch die Albuminbindung ist das Molekül um einiges größer als niedermolekulare Gd-Komplexe. Die gebundenen Wassermoleküle verweilen länger an dem Komplex und führen so zu einer Relaxationszeitverkürzung. Die T1-Relaxivität in Plasma beträgt bei 0,47T 28 mmol-1s-1, bei 1,5T 19 mmol-1s-1 und bei 3T 9,9 mmol-1s-1 (68). Dank der erhöhten Relaxivität ist eine reduzierte Dosis von 0,03mmol/kg KG ausreichend. Bei einer Konzentration von 0,25mol/l entspricht dies 0,12ml/kg KG. 33 Abbildung 7: Strukturformel von Magnevist! und Vasovist! im Vergleich. Aus: Goyen M (Hrsg), MR-Angio mit Vasovist, Berlin ABW Wissenschaftsverlag, S. 63 34 5. Potentielle klinische Einsatzgebiete für die verwendeten Sequenzen nach Kontrastmittelgabe mit hoher örtlicher Auflösung bei gleichzeitig hoher Kontrastierung der cerebralen arteriellen und venösen Gefäße 5.1. Thrombosen der Sinus und Hirnvenen Die Sinus- oder Venenthrombose galt lange Zeit als seltene Erkrankung mit oftmals schlechter Prognose. Dank besserer diagnostischer Möglichkeiten und des zunehmenden Bewussteins dieser Erkrankung unter den Klinikern wird die Thrombose cerebraler Venen immer öfter erkannt (18). Eine Einschätzung der Inzidenz ist dennoch schwierig, da Thrombosen abhängig von Größe und Lokalisation klinisch stumm verlaufen und spontan rekanalisieren können (75). Es finden sich Erkrankungen in allen Altersgruppen, ein Häufigkeitsgipfel ist im mittleren Lebensalter (39 Jahre) auszumachen, wobei in etwa zwei Drittel der Fälle Frauen betroffen sind (26). Das klinische Erscheinungsbild reicht von isoliertem Kopfschmerz über fokal neurologische Defizite bis hin zum Koma, abhängig vom Ausmaß und der Lokalisation der Thrombose (26). Ebenso variabel wie die Symptome sind die Ursachen, die zu einer Sinus/Venenthromobse führen können. Zum Ausschluss einer Gerinnungsstörung sollte in jedem Fall ein Gerinnungs-Screening durchgeführt werden (8). Die Letalität variiert in verschiedenen Studien von 5-15% (33). Dank effektiver Behandlungsmöglichkeiten wie Antikoagulation oder Thrombolyse können über zwei Drittel der Patienten ohne zurückbleibende Einschränkung überleben (75). Die KM-gestützte MRA ist der Computertomographischen Angiographie bei der Detektion von Thrombosen der intrakraniellen Venen überlegen. Dabei ist die Darstellung kleiner okkludierter Venen (z.B. so genannter Brückenvenen) schiwerig und bedarf weiterer Optimierung. In einer Studie am Schwein konnte bereits die verbesserte Darstellung kortikaler Venen durch die Verwendung eines Blutpool-Kontrastmittels in Verbindung mit hochauflösender Bildgebung gezeigt werden (78). 35 5.2. Meningeome Meningeome sind gutartige Tumoren des meningealen Gewebes und machen etwa 15-20% der intrakraniellen Tumoren aus. Abhängig von Größe, Lage und Wachstumstendenz des Tumors und dem Alter des Patienten besteht die Indikation zur neurochirurgischen Resektion (10). Meningeome infiltrieren auf Grund ihrer Lage oft den Sinus sagittalis superior oder andere cortikale Venen, so dass vor der operativen Entfernung von Meningeomen die exakte Darstellung cerebraler venöser Gefäße besonders wichtig ist. Genaue Informationen über die Durchgängigkeit der Sinus sind dabei höchst relevant, da die Entfernung noch durchgängiger Sinus eine Stauungsblutung beziehungsweise einen Stauungsinfarkt zur Folge haben kann. Bei schon ausgebildeten Kollateralkreisläufen, zum Beispiel über angrenzende Brückenvenen, ist deren Schonung von großer Bedeutung, um eben diese Stauungs-Komplikationen zu vermeiden (10, 15). 5.3. Neuronavigation Die präoperative Bildgebung z.B. von intrakraniellen Tumoren und die Lagebeziehung zu den großen Blutleitern sind für Neurochirurgen von essentieller Bedeutung, um Blutungen und postoperative Funtionseinschränkungen zu verhindern. Die Techniken der Navigation, die dies ermöglichen, haben sich ebenso wie die bildgebenden Verfahren zur präoperativen Darstellung rasant entwickelt. 36 6. Material und Methoden 6.1. MR-Tomograph: Alle Untersuchungen wurden am Institut für Radiologische Diagnostik des Universitätsklinikums Köln an einem 3 Tesla Magnetresonanztomographen (3T Achieva, Philips Healthcare, Best, Die Niederlande) durchgeführt. Dieser verfügt über eine Mehrkanaltechnik und Software, die parallele Bildgebung ermöglicht. Es wurde eine 8Kanal-Kopfspule verwendet. 6.2. Patienten Zwischen 7.10.2007 und 8.8.2008 wurden 48 Untersuchungen an 47 Patienten in die Studie eingeschlossen. Ein Patient wurde zweimal untersucht, in der ersten Untersuchung mit dem Blutpool-Kontrastmittel Vasovist! und in der zweiten Untersuchung mit dem extrazellulären Kontrastmittel Dotarem!. Zehn weitere Patienten wurden nach dem Protokoll untersucht, aber nicht in die Studie eingeschlossen. Gründe für den Ausschluss waren Nichteinhaltung des Protokolls mit zum Beispiel einer zu langen Wartezeit zur Bildakquisition oder ausgeprägte Bewegungsartefakte. Um vier Gruppen mit gleicher Untersuchungszahl zu erhalten (s.u.) mussten ebenfalls Untersuchungen ausgeschlossen werden. 24 Patienten erhielten das in der Klinik standardmäßig verwendete extrazelluläre Kontrastmittel Gd-DOTA (Dotarem!), 24 das Blutpool Kontrastmittel Gadofosveset Trisodium (Vasovist!). Die klinische Indikation hatte zum Teil Einfluß auf die Wahl des Kontrastmittels, so dass es sich hier nicht um eine Randomisierung handelte. Patienten, bei denen dezidierte Fragen nach Gefäßverläufen nahe einer Raumforderung bestanden oder mit Verdacht auf eine Sinus-/ Venenthrombose erhielten bevorzugt das Blutpool-Kontrastmittel. Patienten mit Gefäßmalformationen erhielten bevorzugt das extrazelluläre Kontrastmittel, da hier die dynamische Darstellung direkt nach Kontrastmittelapplikation von hoher diagnostischer Wertigkeit war und die hochaufgelöste Darstellung eine Zusatzinformation darstellte. 28 der in die Studie eingeschossenen Patienten waren weiblich, 19 männlich. Der Altersdurchschnitt der Patienten betrug 46,6±18,3 Jahre. 37 Die Gruppen gliederten sich wie folgt: Dotarem! n=24; Zwölf weiblich, Zwölf männlich; Altersdurchschnitt 47,3±18,1 Jahre. Vasovist! n=24; 16 weiblich, acht männlich; Altersdurchschnitt 46±18,5 Jahre. Die Abfolge der zwei zu vergleichenden Sequenzen erfolgte randomisiert, so dass bei 12 Patienten in jeder der beiden Gruppen zuerst die konventionelle hochaufgelöste (HR-) Sequenz (HR-SS) und danach die fettsupprimierte (HR-) Sequenz (HRFS) akquiriert wurde, bei den anderen zwölf Patienten umgekehrt. So entstanden vier Gruppen mit jeweils zwölf Patienten. Folgende Indikationen/Fragestellungen führten zum Einschluss in die Studie 1. Präoperative Darstellung vor geplanter neurochirurgischer Resektion einer Raumforderung in räumlicher Nähe zu großen intrakraniellen Blutleitern (Meningeom, Vestibularschwannom o.ä.). Hier sollten vor allem die Gefäßversorgung des Tumors sowie die drainierenden Venen, die Verlagerung bzw. Pelottierung oder Invasion anderer Gefäße durch den Tumor und die Brückenvenen zur Darstellung kommen. 2. Kurzprotokoll zur präoperativen OP Planung zur Darstellung der Gefäßverläufe und zur Navigationsplanung. 3. Sinus-/ Venenthrombose 4. Darstellung von Gefäßmalformationen wie AV-Fisteln, arteriovenöse Malformationen, Hämangioblastomen etc. (auch in Zusammenschau mit zeitlich aufgelöster 4DMRA) und gleichzeitige päoperative Darstellung. 19 Patienten wurden mit der Fragestellung einer Sinus-/ Venenthrombose (10/19), einer Gefäßmalformation (5/19) oder einer primären Gefäßerkrankung (4/19) untersucht Die übrigen 29 Patienten wurden vor einer neurochirurgischen Tumorresektion bzw. –biopsie untersucht. Tabelle 2 gibt eine Übersicht über die Patienten, die Untersuchungsindikation, die Befunde und das verwendete Kontrastmittel. 38 Pat Alter Zuweiser Indikation Befund Kontrastmittel 1. 69 Neurochirurgie 32 Neurologie 3. 24 Neurochirurgie Meningeom ummauert die A. carotis interna links und infiltriert den linken Sinus cavernosus. Kein Nachweis einer Sinusvenenthrombose, anlagebedingt kaliberschwacher Sinus transversus links. Visualisierung auch der kleinen Gefäße im OPGebiet und im Zugangsweg. Medusenhaupt der DVA angrenzend an das Cavernom. Dotarem 2. Präoperative Untersuchung bei Menigeomrezediv. V.a. Sinusvenenthrombose. 4. 72 Neurochirurgie Mehrere Gefäße angrenzend an die Raumforderung, die pelottiert bzw. ausgespannt werden. Vasovist 5. 57 Neurologie Verdacht auf Fistelrest. Vasovist 6. 57 Neurologie Keine Fistel mehr nachweisbar. Dotarem 7. 48 Neurochirurgie Dotarem 8. 50 Neurochirurgie 9. 20 Neurologie V.a. cavernöses Hämangiom 10. 51 Neurologie 11. 29 Neurologie Multiple RF im ambulanten MRT bei Z.n. NHL V.a. Sinusvenenthrombose bei Stauungspapille re., Quadrantenanopsie In den meatus acusticus internus einwachsendes Akustikusneurinom Zystische Raumforderung dorsal der Medulla oblongata mit KM-aufnemendem Knoten, einem Hämangioblastom entsprechend Cavernöses Hämangiom im linken Sinus cavernosus Unauffälliger kernspintomographischer Befund des Schädels Kein Nachweis einer Sinusvenenthrombose Präoperative Darstellung bei Cavernom im linken Kleinhirnschenkel mit angrenzender Developmental venous anomaly (DVA). Akustikusneurinom DD Meningeom am Meatus acusticus internus. Präoperative Darstellung. V.a. auf Restfistel bei Z.n. coiling einer Sinus-cavernosus-Fistel rechts Kontrolle nach coiling einer Restfistel im Sinus cavernosus rechts Akustikusneurinom links, präoperative Untersuchung V.a. Angioblastom der hinteren Schädelgrube 39 Vasovist Vasovist Dotarem Dotarem Dotarem Vasovist 12. 69 Neurochirurgie Verlaufskontrolle bei bekannten Hämangioblastom und V.a. Größenprogredienz Deutliche Größenprogredienz einiger der bekannten Herde, vor allem im oberen Zervikalmark Dotarem 13. 48 Psychosomatik V.a. Meningeom. Gefäßinfilration? Vasovist 14. 71 Stereotaxie 15. 42 Neurologie Falxmeningeom re paramedian. Kompression d. sinus sag. superior? Vaskulitis, V.a. Dissektion 16. 26 Neurologie V.a. Sinusvenenthrombose 17. 38 Augenheilkunde V.a. Thrombose d. Vena opthalmica? 18. 55 Neurochirurgie 19. 39 Gynäkologie Bek. Falxmeningeom. Sinus sagittalis superior durchgängig? V.a. Fistel des Sinus cavernosus 20. 67 Neurologie V.a. Sinusvenenthrombose 21. 66 Neurochirurgie 22. 48 Neurochirurgie Raumforderung re frontal mit zystischen Anteilen und Kontakt zur Falx. Kompression des Sinus? Präoperative Dastellung einer zystischen Raumforderung der hinteren Schädelgrube rechts Keine Infiltration der venösen Sinus durch das rechts parietal gelegene Meningeom. Perfusion des Meningeoms durch durale Äste der A. carotis externa sowie vermutlich piale Äste der A. cerebri media. Der Sinus sagittalis superior ist durch das Meningeom verlagert, jedoch offen perfundiert. Ausgeprägte Elongation und Ektasie der A. basilaris. Wandständiger Thrombus mit begrenzender Membran, passend zu Z.n. umschriebener Dissektion. Keine Sinusvenenthrombose, hypoplastischer Sinus transversus links. Langstreckige Kontrastmittelaussparung der rechten V.ophthalmica. Der Sinus sagittalis superior zeigt sich durchgängig. Kein Hinweis für das Vorliegen einer Sinus cavernosus Fistel. Langstreckige Sinusvenenthrombose, beginnend im kaudalen Sinus sagittalis superior mit Übergreifen auf beide Sinus transversus (links betont). Der Sinus wird durch die Raumforderung pelottiert, stellt sich aber noch durchgängig dar. 40 Vasovist Vasovist Vasovist Vasovist Vasovist Dotarem Vasovist Dotarem 4x3 cm messende, zystische, nicht Kontrastmittel Vasovist aufnehmende Raumforderung. Gefäßdarstellung zur OP-Planung. 23. 77 Neurochirurgie Präoperative Dastellung eines Keilbeinflügelmeningeoms rechts Äste der Arteria media rechts werden durch die Raumforderung angehoben. Vasovist 24. 64 Neurochirurgie 49 Neurochirurgie Partielle Einengung des Sinus sagittalis superior durch das bekannte Falxmeningeom Tumorrest im Sinus cavernosus links. Vasovist 25. 26. 67 Neurologie 23 Neurochirurgie Kein Nachweis einer Thrombose der Vena ophthalmica. Kein Restaneurysma nachweisbar. Vasovist 27. 28. 24 Psychiatrie Präoperative Dastellung bekannter Meningeome Postoperative Kontrolle nach Resektion eines Keilbeinflügelmeningeoms mit V.a. auf Tumorrest. V.a. Thrombose der Vena opthalmica Sehstörung. Kontrolluntersuchung nach Coiling eines Carotis-T-Aneurysmas. V.a. Herpesenzephalitis Dotarem 29. 12 Pädiatrie Kernspintomographischer Normalbefund des Schädels Sinus sagittalis superior wieder perfundiert ohne wesentliche Aussparungen. Die Brückenvenen kommen schlank zur Darstellung. 30. 16 Neurochirurgie Dotarem 31. 48 Stereotaxie 1x1,5 cm messende zystische Raumforderung rechts frontobasal mit lateral liegendem früharteriell Kontrastmittel aufnehmendem Knoten, passend zu einem Hämangioblastom. Bei Größenprogredienz Anhalt für Rezidiv eines Astrozytoms rechts cerebellär. 32. 59 Neurologie Erweiterte Virchow-Robinsche Räume. Dotarem 33. 17 Stereotaxie Eingeblutetes links temporoparietales Cavernom Vasovist Präoperative Planung bei subduralem Empyem. Darstellung der venösen Sinus und Brückenvenen bei Z.n. Sinusvenenthrombose. Unklare zystische Raumforderung mit Kontrastmittelaufnahme. Hämangioblastom, DD pilozytisches Astrozytom. Planungs-MRT bei V.a. Rezidiv eines mit Jod-Seed behandelten pilozytischen Astrozytoms in der rechten Kleinhirnhemisphäre. Unklare zystische Formation in den Basalganglien rechts. Präoperative Planung bei Rezidiv eines Cavernoms. 41 Vasovist Dotarem Vasovist Dotarem 34. 18 Hals-NasenOhren-Heilkunde Unklare Lymphadentits linkscervical und nuchal bei Z.n. Hämangioblastom in der rechten Kleinhirhemisphäre. 35. 59 Neurochirurgie Rechts parasagittale Raumforderung. Sinusverschluss/- verdrängung? 36. 46 Neurochirurgie 37. 21 Neurochirurgie Rechts infratentorielle Raumforderung. Meningeom, DD Hämangioblastom. V.a. Sinusvenenthrombose 38. 39 Psychiatrie 39. 60 Neurochirurgie 40. 66 Psychiatrie 41. 21 Radiologie Poliklinik 42. 55 Neurologie 43. 40 Klinik I Innere Medizin 44. 58 Stereotaxie V.a. Sinusvenenthrombose bei Z.n. nach Krampfanfall Raumforderung linksoccipital. V.a. Metastase eines Bronchialcarcinoms bei Raucheranamnese und klinischem Gerstmannsyndrom. Verlaufskontrolle bei bekanntem linksoccipitalem Cavernom Zum Ausschluss einer intracerebralen Arteriovenösen Malfomation (AVM) bei Z.n. AVM des linken Beines Darstellung vor eventueller Bestrahlung eines Arterio-venösen Angioms li frontotemporal V.a. Sinusvenenthrombose bei Z.n. Radiatio cerebraler Metastasen eines Bronchialcarcinoms Hirnstammprozeß. Hämangioblastom? 42 Vier punktförmige Kontrastmittelanreicherungen infratentoriell, Hämangioblastomen entsprechend. Pathologisch vergrößerte Lymphknoten ohne zentrale Nekrose in diffus entzündlichen Halsweichteilen. Der Sinus sagittalis superior ist auf einer Länge von vier cm infiltriert, jedoch nicht volständig verschlossen. Späte Kontrastmitelanreicherung, somit eher einem Meningeom entsprechend. Dotarem Sinusvenenthrombose links mit gestauten Brückenvenen und hämorrhagischem Stauungsinfarkt . Unauffälliger intracerebraler Befund. Vasovist 6,5x4x4 cm messende Raumforderung, bildmorphologisch in erster Linie einer Metastase entsprechend. Breitbasiger Kontakt zur V. basalis Rosenthal, welche regelrecht perfundiert ist. Befundkonstanz des Cavernoms. Nebenbefundlich DVA links cerebellär. Unauffälliger intracerebraler Befund. Dotarem 4,5x3x4 cm messendes Angiom mit enger Lagebeziehung zur A. cerebri media. Dotarem Keine Hinweis für das Vorliegen einer Sinusvenenthrombose. Vasovist Vasovist Dotarem Dotarem Dotarem Dotarem Kein Nachweis eines Tumorblushes, somit ist ein Dotarem Hämangioblastom unwahrscheinlich. 45. 34 Neurologie V.a. Sinus cavernosus Fistel bei Abducensparese und Protrusio bulbi links Präoperative Darstellung eines Kleinhirnbrückenwinkelmeningeoms links. 46. 55 Neurochirurgie 47. 53 Klink I für Innere Medizin Adenocarcinom der Lunge mit vorbeschriebener occipitaler Metastase 48. 80 Hals-NasenOhren-Heilkunde V.a. Glomustumor Am ehesten entzündliche Infiltration des Musculus rectus lateralis links. Keine Pathologie im Sinus cavernosus. 4x2,5 cm messende Raumforderung, die den Sinus sigmoideus und den Bulbus superior venea jugularis links infiltriert und nicht mehr eindeutig von diesem abzugrenzen ist. Die Drainage erfolgt über die kräftigen rechtsseitigen Sinus. Arterielle Versorgung des Tumors über einen Ast der A. carotis externa. A. anterior inferior cerebelli und A. posterior inferior cerebelli werden nach ventral verlagert. Nachweis der bekannten, zwei cm durcmessenden rechts occipital gelegenen Metastase, sowie einer weiteren, rechts frontal subkalottär gelegnen Metastase mit einem Durchmesser von einem cm. Noduläre, 0,8 cm messende perfundierte Läsion von der A. carotis interna rechts ausgehend, die medial in der Felsenbeinspitze liegt und am ehesten mit einem Glomustumor zu vereinbaren ist. Unklare Kontrastmittel aufnehmende, irregulär begrenzte Struktur im Felsenbein links, DD entzündliche Gewebeverdichtung. Nebenbefundlich zeigt sich eine ca 1,3 cm messende, homogen kontrastmittelaufnehmende Struktur hochfrontal parafalcin, einem Falxmenigeom entsprechend. Tabelle 2: Übersicht über Patienten, Indikationen, Befund und verwendetes Kontrastmittel 43 Vasovist Vasovist Dotarem Dotarem 6.3. Magnetresonanz-Untersuchung 6.3.1. Vorbereitung der Untersuchung Vor der Untersuchung erfolgte ein routinemäßiges Aufklärungsgespräch durch einen Radiologen. Eine regelrechte Nierenfunktion wurde laborchemisch überprüft. Alle Patienten wurden über die Anfertigung zweier zusätzlicher Sequenzen und im Falle der Verwendung von Vasovist! über die Besonderheiten des Kontrastmittels aufgeklärt und willigten schriftlich in die Untersuchung ein. Jeder Patient erhielt einen venösen Zugang (20G) in der Ellenbeuge, über den das Kontrastmittel appliziert werden konnte. 6.3.2. Verwendete Kontrastmittel Tabelle 3 gibt einen Überblick über die Eigenschaften des extrazellulären Kontrastmittels Dotarem! und des Blutpool-Kontrastmittels Vasovist!. Osmolalität mosm/kg H20 Molekulargewicht Dotarem! Vasovist! KM Relaxivität Relaxivität kDa In Plasma -1 -1 mmol s (bei 0,47T) In Plasma -1 -1 mmol s (bei 3T) Albuminbindung t1/2 Std-dosis h (in vitro bei * 0,1mmol/l) mmol/kg KG 1350 0,56 4,3 3,5 - 1,6 0,1 825 0,96 28 9,9 96±0,5% 16,3 0,03 *In Humanem Plasma. Aus Lauffer, MS325 Tabelle 3: Eigenschaften der verwendeten Kontrastmittel. 6.3.3. Verwendete Sequenzen Ein Ziel der Untersuchung war, eine konventionelle schnelle gespoilte 3D Gradientenechosequenz (high resolution at steady state, im Folgenden HR-SS) und eine gleich aufgebaute Sequenz mit zusätzlicher Fettunterdrückung (high resolution at steady state plus fat-sat, im Folgenden HR-FS) für die hochaufgelöste Darstellung 44 der intracerebralen Gefäße zu vergleichen. Die Sequenzparameter sind in Tabelle 4 zusammengefasst. Abgesehen von der für die Fettsuppression nötigen wasserselektiven Anregung mittels eines 1-3-3-1 Binomial-Pulses und einem Beschleunigungsfaktor von 2 wurden alle Parameter konstant gehalten. Die Verwendung einer parallelen Bildgebung war nötig, um trotz des Zeit kostenden Binomial-Pulses eine für den klinischen Alltag akzeptable Akquisitionszeit von etwa 5 Minuten beizubehalten. Die grundlegende Funktionsweise des 1-3-3-1 Binomial-Pulses ist ebenso wie die SENSE-Technik im vorangehenden Teil der Arbeit dargestellt worden. 45 Sequenzbezeichnung HR-SS* HR-FS** T1 T1 transversal transversal Schichten 280 280 TR (ms) 5,3 8,8 TE (ms) 2,3 3,8 Pulswinkel (°) 30 30 Schichtdicke (mm) matrix 1,2 1,2 Field of view (mm) 290x290x168 290x290x168 Rekonstruierte Ortsauflösung (mm3) 0,57x0,57x0,6 0,57x0,57x0,6 nein Proset 1331 SENSE 1 2 Matrix 460x460 460x460 5:41 4:44 Wichtung Orientierung Fettunterdrückung Meßzeit (min) *HR-SS: high resolution at steady state **HR-FS: high resolution at steady state plus fat-sat Tabelle 4: Sequenzparamter der verwendeten Sequenzen 46 6.3.4. Untersuchungsablauf Alle Untersuchungen wurden mit einer 8-Kanal-Kopfspule durchgeführt. Als erstes wurde eine T1-gewichtete Gradientenecho-Sequenz als Übersicht (ein so genannter Survey) akquiriert, um daran die anatomischen Achsen für die folgenden Sequenzen optimal einzustellen. Nach der Planung wurde ein so genannter Reference-Scan gestartet, der für die Nutzung der parallelen Bildgebung (SENSE) im weiteren Verlauf nötig ist. Im Anschluss daran wurden die für den Patienten jeweils individuell nötigen Sequenzen (abhängig von der Indikation und den bereits vorhandenen Voruntersuchungen) akquiriert. Für die Sequenzen mit Kontrastmittel wurden 0,1mmol/kg KG Dotarem! bzw 10ml Vasovist! gefolgt von 20 ml NaCl mit einer Flussrate von etwa 4ml/Sek appliziert. Dotarem! wurde über eine Pumpe der Firma Covidien infundiert, Vasovist! wurde manuell appliziert, da der Wechsel des Kontrastmittels in der Spritze der Pumpe hohe Kosten verursacht hätte. Auf die Verteilung des Kontrastmittels in der Äquilibriumsphase hat der Bolus aber ohnehin keinen Einfluss, so dass die genaue Flussrate unerheblich für das Ergebnis ist. Um eine gleichmäßige Verteilung des Kontrastmittels (Äquilibriumsphase) zu erreichen und so zu gewährleisten, dass eine gleichmäßige T1-Verkürzung während der gesamten Akquisitionszeit gegeben ist, wurden die hochauflösenden Scans ca. 10 Minuten nach Kontrastmittelapplikation gestartet. In der Zwischenzeit wurden zwei bis drei Kontrastmittel-Sequenzen abhängig von der klinischen Fragestellung (in der Regel T1-gewichtete Fast Field Echo Sequenzen in axialer Orientierung und in einer bis zwei weiteren Ebenen) akquiriert, bevor die oben beschriebenen 3D-Fast Field Echo Sequenzen in der Äquilibriumsphase in randomisierter Reihenfolge durchgeführt wurden. 6.4. Bildnachbearbeitung Aus den Rohdaten, die jeweils 280 Schichten umfassten, wurden jeweils 2 Datensätze (72 Bilder mit einer Schichtdicke von 4mm und 2mm Überlappung, sowie 15 Bilder mit einer Schichtdicke von 20mm und 10mm Überlappung) von axialen Maximum Intensity Projections (MIPs) berechnet. Von den zwei MIP-Datensätzen wurden zusätzlich Filme im Windows! Metafile47 Format (WMF) angefertigt. 6.5. Auswertung der Untersuchungen 6.5.1. Subjektive Auswertung Die subjektive Auswertung wurde von zwei in der Magnetresonanztomographie erfahrenen und bezüglich der Anamnese, sowie des applizierten Kontrastmitels geblindeten Radiologen gemeinsam durchgeführt. Die Auswertung erfolgte nach folgenden Kriterien: Kontrast der intracerebralen Gefäße (Arterien und Venen), Kontrast der Gefäße zum umgebenden Hirngewebe und im Falle einer Raumforderung deren Abgrenzbarkeit zu den Gefäßen. Des Weiteren sollten mögliche Artefakte (Rauschen, Bewegungsartefakte, Einfaltungsartefakte) bewertet werden. Die Bewertung erfolgte anhand folgender Skala: • 3 Punkte= exzellente Bildqualität, keine Artefakte • 2 Punkte= gute Bildqualität, minimale Artefakte • 1 Punkt= eingeschränkte Bildqualität, vermehrt Artefakte • 0 Punkte= stark reduzierte, nicht zu diagnostischen Zwecken zu nutzende Bildqualität Nach Bewertung der einzelnen Sequenzen sollten die zwei Sequenzen (HR-SS und HR-FS) direkt miteinander verglichen werden. Dazu wurden sie parallel präsentiert. In die Bewertung sollten vor allem der allgemeine Eindruck der Bildqualität, die Darstellung der Gefäße und, wenn vorhanden, der Läsion eingehen. Drei Unterscheidungen waren möglich: HR-SS>HR-FS; HR-SS=HR-FS; HR-SS<HF-FS. 6.5.2. Objektive Auswertung Die objektive Auswertung der akquirierten Bilder wurde durch die Autorin an der Konsole des MRT (3T Achieva, Philips Healthcare, Best, Die Niederlande) durchgeführt. Zur Signalmessung wurde in das jeweils zu messende Gewebe eine interessierende 48 Region (Region of Interest (ROI)) eingezeichnet. Diese wurde so gewählt, dass ein Partialvolumeneffekt ausgeschlossen werden konnte. Die Software ordnet der markierten Region eine Signalintensität sowie die Standardabweichung der Signalintensität zu. Verschiedene Faktoren wie zum Beispiel Inhomogenitäten des Magnetfeldes, Tuning und Receiverabstimmung des MR-Tomographen und Patienten spezifische Faktoren (wie Atembewegungen) haben Einfluss auf das Bildrauschen. Das Signal ist daher nicht - wie zum Beispiel das Signal im CT - geeicht und kann zwischen verschiedenen Messungen variieren. Daher muß, um eine Vergleichbarkeit aller Daten zu gewährleisten, das Bildrauschen außerhalb des Patienten gemessen und zu dem gemessenen Signal in Relation gesetzt werden. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis kann zum quantitativen Signalvergleich herangezogen werden und errechnet sich wie folgt: SNR=Signal(Gewebe)/ SD(Luft) (Gleichung 6) SNR=Signal-zu-Rausch-Verhältnis SD=Standardabweichung der Signalintensität in Luft Signalintensitäten wurden in folgenden anatomischen Lokalisationen gemessen: Arteria cerebri media (links und rechts mit Mittelwertbildung aus beiden), Confluens sinuum, weiße Substanz (parieto-occipital), Cortex (nach Möglichkeit parietooccipital), Thalamus, Läsion sowie Luft. Die Abbildungen 8 und 9 zeigen beispielhaft, an welche Stellen die ROIs in der Regel gesetzt wurden. Um in den korrespondierenden Datensätzen identische Areale zu markieren, wurde die copy-and-paste-Funktion der Konsole benutzt. In einigen Ausnahmefällen musste wegen stattgehabter minimaler Patientenbewegung zwischen den Akquisitionen die Region-of-interest verschoben und so an die neue Lage angepasst werden. Aus den so gewonnenen Daten konnte das Kontrast-Rausch-Verhältnis verschiedener Gewebe bestimmt werden. CNR(x/y)=(Signal(x)-Signal(y))/SD(Luft) CNR=Kontrast-zu-Rausch-Verhälnis SD=Standardabweichung der Signalintensität in Luft 49 (Gleichung 7) Berechnet wurden folgende Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis: Arterie – Cortex; Arterie - weiße Substanz; Vene - Cortex; Vene - weiße Substanz; Arterie - Läsion; Vene – Läsion. Abbildung 8: ROI´s in parieto-occipitalem Cortex und weißer Substanz Abbildung 9: ROI´s in linker Arteria cerebri media und venösem Sinus 50 6.5.3. Statistische Auswertung Alle objektiv und subjektiv erhobenen Daten wurden mit Hilfe des Programms Excel 2004 (Microsoft, Redmond, Washington) durch die Autorin archiviert und ausgewertet. Es wurde untersucht, ob 1. ein signifikanter Unterschied zwischen den beiden untersuchten Kontrastmitteln besteht 2. ein signifikanter Unterschied zwischen den beiden verwendeten Sequenzen besteht Zur statistischen Analyse der objektiven Daten zur ersten Frage wurde, da es sich um einen interindividuellen Vergleich handelte, der t-Test für ungepaarte Stichproben angewandt. Um die zweite Frage statistisch zu beantworten, wurde der t-Test für gepaarte Stichproben herangezogen. Es handelt sich um einen intraindividuellen Vergleich, da jeder der Patienten mit beiden Sequenzen untersucht wurde. Das Signifikanzniveau wurde unter Akzeptanz eines maximalen Fehlers von 5% (!=0,05) ermittelt. Damit wurde bei p-Werten " 0,05 die Nullhypothese H0 (kein signifikanter Unterschied) zugunsten der Alternativhypothese H1 (signifikanter Unterschied vorhanden) abgelehnt. 51 7. Ergebnisse 7.1. Subjektive Bildqualität Kein Datensatz war von so schlechter Bildqualität, dass er nicht zu diagnostischen Zwecken genutzt werden konnte (0 Punkte). Drei Datensätze waren von verminderter Bildqualität (1 Punkt). Diese stammen alle aus der Datenreihe ohne Fettsättigung (HR-SS). Zwei davon waren nach der Gabe von Dotarem!, einer nach der Gabe von Vasovist! akquiriert worden. 2 Punkte (gute Qualität) erhielten 22 der HR-SS- (elf aus der Vasovist!-Gruppe, elf aus der Dotarem!-Gruppe) und sechs der HR-FS-Daten (vier Dotarem! vs. zwei Vasovist!). Exzellente Bildqualität (3 Punkte) zeigte sich vor allem in den fettgesättigten Untersuchungen (HR-FS). 42 von 48 Untersuchungen mit Fettsättigung erhielten 3 Punkte, davon 20 mit Dotarem!, 22 mit Vasovist!. Ohne Fettsättigung waren nur in 23 von 48 Fällen 3 Punkte erzielt worden (elf Dotarem! vs. zwölf Vasovist!). Tabelle 5 fasst diese Ergebnisse zusammen. HR-SS HR-FS Punktzahl Dotarem! Vasovist! Dotarem! Vasovist! 0 0 0 0 0 1 2 1 0 0 2 11 11 4 2 3 11 12 20 22 Tabelle 5: Ergebnisse der subjektiven Bewertung 3 Punkte= exzellente Bildqualität mit exzellenter Darstellung und Kontrast der Gefäße, keine Artefakte 2 Punkte= gute Bildqualität mit guter Darstellung und gutem Kontrast der Gefäße, minimale Artefakte 1 Punkt= verminderte Bildqualität mit weniger guter Darstellung und reduziertem Kontrast der Gefäße, vermehrt Artefakte 0 Punkte= stark reduzierte, nicht zu diagnostischen Zwecken zu nutzende Bildqualität 52 Im direkten Vergleich der beiden Sequenzen war die HR-FS der HR-SS in 40 von 48 überlegen. Die beiden Kontrastmittel hatten einen ähnlichen Anteil (19 Dotarem!, 21 Vasovist!) 7 Untersuchungen unterschieden sich nicht in der Bildqualität. Auch hier war der Anteil der Kontrastmittel ausgeglichen (vier Dotarem!, drei Vasovist!). Lediglich in einem Fall konnte die konventionelle Sequenz die fettunterdrückte übertreffen. Das dabei verwendete Kontrastmittel war Dotarem!. Dotarem! Vasovist! HR-SS>HR-FS 1 0 HR-SS=HR-FS 4 3 HR-SS<HR-FS 19 21 Tabelle 6: Ergebnisse des direkten Vergleiches der HR-SS und der HR-SS In Kapitel 7.3 werden die Ergebnisse anhand von verschiedenen Fallbeispielen und den Abbildungen 10 bis 17 illustriert. 7.2. Objektive Bildqualität Sowohl das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) als auch das Kontrast-zu-RauschVerhältnis (CNR) war verglichen mit der konventionellen Sequenz in der fettunterdrückten Sequenz besser. Alle Ergebnisse weisen im intraindividuellen Vergleich einen p-Wert von <0,05 auf und sind somit statistisch signifikant. Vergleicht man die beiden untersuchten Kontrastmittel miteinander, stellt man fest, dass Vasovist! immer ein besseres Signal-zu-Rausch-Verhältnis erreicht bei jedoch nicht signifikantem Unterschied zwischen Kortex und weißer Substanz in beiden Sequenzen (Kortex in HR-SS p=0,137; Kortex in HR-FS p=0,265; weiße Substanz in HR-SS p=0,499; weiße Substanz in HR-FS p=0,206). Das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis zeigt für Vasovist! ebenfalls ausnahmslos höhere Werte, aber auch hier konnten nicht alle Vergleiche das Signifikanzniveau erreichen (Arterie/weiße Substanz in HR-FS p=0,062; Arterie/Cortex in HR-FS p=0,054). Ein Vergleich von Signal-zu-Rausch-Verhältnis und Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis die Läsionen betreffend ist auf Grund der unterschiedlichen Anzahl von Läsionen in 53 den beiden Kontrastmittel-Gruppen nicht möglich. Die Ergebnisse der objektivien Auswertung sind in Tabelle 7 und 8 und in den Diagrammen zusammengefasst. SNR Vasovist Dotarem Gewebe HR-FS HR-SS HR-FS HR-SS Arterie 101,4±16,2 65,5±11,4 91,6±16,6 52,1±12,0 Vene 91,4±14,6 70,1±11,7 75,4±14,7 55,5±12,9 Kortex 25,1±2,7 16,3±2,3 24,1±3,4 15,3±2,2 Weiß Subst 31,6±3,7 19,2±2,5 30,0±5,1 18,6±2,8 Läsion 46,3±22,0 34,0±16,3 52,5±24,7 38,0±18,8 Tabelle 7: Mittelwerte (aus 12 Untersuchungen pro Gruppe) des SNR ± einer Standardabweichung CNR Vasovist Dotarem Gewebe HR-FS HR-SS HR-FS HR-SS Art/Mark 69,8±14,1 46,4±10,6 61,7±14,6 33,5±11,4 Art/Cortex 76,3±15,1 49,2±10,2 67,5±15,0 36,8±11,1 Ven/Mark 59,8±12,3 51,0±10,5 45,5±14,3 36,9±12,1 Ven/Cortex 66,2±13,1 53,7±10,2 51,3±14,0 40,2±11,9 Art/Läsion 50,7±22,9 30,8±16,3 37,8±18,3 16,9±12,5 Ven/Läsion 42,7±23,3 34,1±15,8 26,2±18,6 21,1±12,7 Tabelle 8: Mittelwerte (aus 12 Untersuchungen pro Gruppe) des CNR ± einer Standardabweichung 54 Diagramm 1: Vergleich der SNR´s von Vasovist! und Dotarem! in HR-SS, siginfikante Ergebnisse mit p"0,05 sind mit * gekennzeichnet Diagramm 2: Vergleich der SNR´s von Vasovist! und Dotarem! in HR-FS, siginfikante Ergebnisse mit p"0,05 sind mit * gekennzeichnet 55 Diagramm 3: Vergleich der SNR´s in HR-FS und HR-SS mit Vasovist!, siginfikante Ergebnisse mit p"0,05 sind mit * gekennzeichnet Diagramm 4: Vergleich der SNR´s in HR-FS und HR-SS mit Dotarem!, siginfikante Ergebnisse mit p"0,05 sind mit * gekennzeichnet 56 Diagramm 5: Vergleich der CNR´s von Vasovist! und Dotarem! in HR-SS, siginfikante Ergebnisse mit p"0,05 sind mit * gekennzeichnet Diagramm 6: Vergleich der CNR´s von Vasovist! und Dotarem! in HR-FS, siginfikante Ergebnisse mit p"0,05 sind mit * gekennzeichnet 57 Diagramm 7: Vergleich der CNR´s in HR-FS und HR-SS mit Dotarem!, siginfikante Ergebnisse mit p"0,05 sind mit * gekennzeichnet Diagramm 8: Vergleich der CNR´s in HR-FS und HR-SS mit Vasovist!, siginfikante Ergebnisse mit p"0,05 sind mit * gekennzeichnet 58 7.3 Kasuistiken/Bildbeispiele 7.3.1 Kasus 1: Carotis-Sinus cavernosus Fistel Die Abbildungen 10 bis 12 zeigen die MRT eines Patienten mit einer traumatischen Fistel zwischen der rechten A. carotis interna und dem Sinus cavernosus. Der Patient war zweimal im Abstand von zwei Wochen mit dem Untersuchungsprotokoll untersucht worden. Bei der ersten Untersuchung war Vasovist! verwendet worden, bei der zweiten Dotarem!, so dass ein direkter Vergleich der beiden Kontrastmittel möglich ist. Abbildung 10 zeigt Bilder aus dem Originaldatensatz beider Untersuchungen. Die beiden Kontrastmittel erzielen eine vergleichbar gute Darstellung der Gefäße in der Äquilibriumsphase. Abbildung 10: Links im Bild HR-FS mit Vasovist!, rechts HR-FS mit Dotarem!. Die rechte Arteria cerebri media (Pfeilspitze) ist ebenso wie die übrigen Gefäße in beiden Fällen exzellent dargestellt. 59 Abbildung 11 zeigt ebenfalls Bilder aus den Originaldatensätzen. Im linken Bild ist die rechte Vena ophthalmica superior dilatiert. Die Kontrolluntersuchung zeigt eine weitgehende Normalisierung des Gefäßlumens und einen deutlichen Rückgang des Exophthalmus nach endovaskulärer Ausschaltung der Fistel. Der Gefäßkontrast ist in beiden Fällen gut. Es finden sich Suszeptibilitätsartefakte im rechten Sinus cavernosus bei Zustand nach coiling. Abbildung 11: Links im Bild HR-FS mit Vasovist!: deutliche Dilatation der Vena ophthalmica. Rechts im Bild HR-FS mit Dotarem!. Die Dilatation der Vena ophthalmica ist sichtlich rückläufig. Im Vergleich ist die Vene zwar kaliberschwächer, aber dennoch gut kontrastiert abgebildet. Die übrigen Gefäße zeigen sich ebenfalls vergleichbar kontrastiert. 60 Abbildung 12 zeigt automatisch erstellte Übersichts-MIP´s der gesamten, 280 Schichten umfassenden Datensätze. Es zeigt sich ein ähnliches Kontrastverhalten der beiden Kontrastmittel in der Äquilibriumsphase. Abbildung 12: Links im Bild MIP der MR-Untersuchung (HR-FS) mit Vasovist!. Der Pfeil deutet auf die dilatierte Vena ophthalmica. Rechts im Bild MIP der Untersuchung (HR-FS) mit Dotarem!. Eine ähnliche Gefäßkontrastierung durch beide Kontrastmittel ist sichtbar, die Vena ophthalmica lässt sich im rechten Bild aber nicht mehr abgrenzen. 7.3.2 Kasus 2: Präoperative Darstellung eines Cavernoms Die Abbildungen 13 bis 15 zeigen den Fall eines Patienten mit Cavernom im linken Kleinhirnschenkel und daran grenzender DVA (developmental venous anomaly). Die Untersuchungen waren präoperativ zur dezidierten Darstellung der Gefäßanatomie durchgeführt worden. Der Vergleich der beiden untersuchten Sequenzen mit und ohne Fettunterdrückung lässt sich an diesem Beispiel besonders gut darstellen. Abbildung 13 zeigt Originalbilder der beiden hochaufgelösten MR-AngiographieSequenzen im Vergleich und zusätzlich Bilder einer T2-gewichteten Sequenz, in der sich das Cavernom sehr deutlich darstellt. In dem Datensatz ohne Fettunterdrückung ist das Cavernom fast nicht abgrenzbar. Deutlich besser zu sehen ist es dahingegen in den Bildern des Datensatzes mit Fettunterdrückung. 61 Abbildung 13: Links im Bild T2-gewichtete Sequenz vor Kontastmittelapplikation. Das Cavernom (roter Pfeil) grenzt sich hier sehr gut ab. In der Mitte HR-SS. Das Cevernom (roter Pfeil) ist fast nicht abgrenzbar. Das Gefäßkonvolut der DVA (gelber Pfeil) kommt posterolateral des Cavernoms zur Darstellung. Rechts im Bild HR-FS. Das Cavernom (roter Pfeil) lässt sich hier deutlich besser abgrenzen. Ebenfalls gute Darstellung der DVA (gelber Pfeil). 62 Abbildung 14 zeigt Ausschnitte der angefertigten MIP´s mit einer Schichtdicke von vier Millimetern und einer Überlappung von zwei Millimetern. Die Gefäßanatomie stellt sich hier sehr viel übersichtlicher dar. Abbildung 14: Links im Bild MIP´s der HR-SS. Deutliche Darstellung der DVA mit drainierender Vene (gelbe Pfeilspitze), das Cavernom (rote Pfeilspitze) kommt nicht gut zur Darstellung. Rechts im Bild MIP´s der HR-FS. Hier deutlich bessere Darstellung des Cavernoms (rote Pfeilspitze) und ebenfalls gute Darstellung der DVA (gelbe Pfeilspitze) 63 Abbildung 15 zeigt Übersicht-MIP´s der Originaldatensätze im Vergleich. Abbildung 15: Links im Bild Übersicht-MIP der HR-SS. Rechts eben diese der HR-FS. Der Kontrast der HR-FS ist deutlich besser verglichen mit der HR-SS. 64 7.3.3 Kasus 3: Thrombose der Vena ophthalmica Abbildung 16 zeigt eine Thrombose der Vena ophthalmica superior rechts einer Patientin mit Kopfschmerzen, einseitiger Protrusio bulbi und Sehstörungen. Die Bilder entstammen den Originaldatensätzen Abbildung 16: Links im Bild HR-FS. Hier im Vergleich zur rechts im Bild befindlichen HR-SS bessere Darstellung der Kontrastmittel-Aussparung in der Vena ophthalmica superior rechts (Pfeilspitze) 65 7.3.4 Kasus 4: Sinusthrombose Abbildung 17 zeigt eine KM-Aussparung im linken Sinus transversus im Sinne einer Sinusthrombose bei einer jungen Patientin mit durch die Thrombose hervorgerufenem hämorrhagischem Stauungsinfarkt im linken Temporallappen. Angrenzend an den verschlossenen Sinus zeigen sich gestaute Brückenvenen. Abbildung 17: Links im Bild HR-SS. In der oberen Reihe ausgedehnt thrombosierter Sinus transversus links. In den unteren beiden Bildern der Stauungsinfarkt (rote Pfeilspitze) und die im Vergleich zur Gegenseite vermehrte Gefäßzeichnung. In der Mitte zum Vergleich die gleichen Schichten in der HR-FS. Rechts im Bild eine Diffusionsgewichtete Sequenz, die das Ausmaß des Stauungsinfarktes zeigt. 66 8. Diskussion In der vorliegenden Arbeit wurde der Vorteil eines Blutpoolkontrastmittels für die hochaufgelöste Darstellung der intrakraniellen Gefäße mittels Magnetresonanzangiographie im Vergleich zu einem extrazellulären Kontrastmittel untersucht. Ausserdem wurde der Einfluss der Fettsättigung durch wasserselektive Anregung mittels eines Binomial-Pulses auf die Bildqualität evaluiert. Eine möglichst genaue, hochaufgelöste Darstellung intrakranieller Gefäße ist bei einer Vielzahl von Erkrankungen notwendig. Hierzu zählen neben pathologischen Veränderungen der Arterien und Venen selbst, wie z.B. arterio-venösen Fisteln, Malformationen oder Sinus-/ Venenthrombosen, intrakranielle Tumore in enger räumlicher Lagebeziehung zu großen Gefäßen. Eine Alternative zu den bislang zur Gefäßdiagnostik verwendeten Techniken eröffnet sich durch die Anwendung hochauflösender 3D-Sequenzen in der Äquilibriumsphase des Kontrastmittels. Gerade die neuen Blutpoolkontrastmittel scheinen für dieses Darstellungsverfahren auf Grund ihrer Eigenschaften ideal. Schon 2007 postulierten Bremerich et. al jedoch, dass ein tatsächlicher Nachteil extrazellulärer Kontrastmittel gegenüber einem Blutpool-Kontrastmittel nach dem firstpass nachgewiesen werden müsse (12). Einen solchen direkten Vergleich untersuchten wir in der vorliegenden Studie. Sowohl die verlängerte Verweildauer und die damit homogenere T1-Verkürzung über die gesamte Messzeit als auch die höhere Relaxivität von Vasovist! ließen auf eine deutliche Verbesserung der Bildqualität hoffen. Die Ergebnisse unserer Studie zeigen jedoch, dass die Verwendung des Blutpoolkontrastmittels nur einen geringeren Einfluss auf das Signal-zu-Rausch beziehungsweise das Kontrast-zu-RauschVerhältnis in der von uns untersuchten Fragestellung hat. Auch der subjektive Bildeindruck profitierte nur in geringem Maß vom Einsatz des Blutpoolkontrastmittels. Ursache hierfür kann unter anderem sein, dass die Untersuchungen der vorliegenden Studie an einem 3-Tesla-Gerät durchgeführt wurden. Die verwendeten Kontrastmittel sind allerdings für MR-Tomographen mit einer Feldstärke von 1,5 Tesla optimal und die Relaxivität fällt mit steigender Feldstärke ab (68). Das liegt unter anderem auch daran, dass sich mit steigender Feldstärke die T1-Zeit verlängert (30, 41, 77). Da das Prinzip der MR-Kontrastmittel auf einer Verkürzung der T1-Zeit beruht, wird durch eine Verlängerung der T1-Zeiten der Effekt der Kontrastmittel abgeschwächt. Für Vasovist! ist der Abfall deutlich größer als für Dotarem! (s. Tabelle 3 67 S.42), so dass Vasovist! mit steigender Feldstärke im Verhältnis mehr Signal verliert als Dotarem!. Um die Bildergebnisse des extrazellulären Kontrastmittels noch weiter zu verbessern, könnte 0,2mmol/kg Körpergewicht anstatt 0,1mmol/kg Körpergewicht appliziert werden. Dadurch würde die Kontrastmittelkonzentration von Dotarem! 10 Minuten nach Applikation erheblich erhöht werden. Für Vasovist! hingegen hätte eine Erhöhung der Dosis keine Vorteile, da nur das an Albumin gebundene Molekül zu einer erhöhten Relaxivität führt, der prozentuale Anteil von gebundenem Kontrastmittel aber mit steigender Dosis stetig abfällt (43). Hinzu kommt, dass ungebundenes Vasovist! ähnlich wie Dotarem! eliminiert wird, das heißt bei höherem Anteil ungebundener Vasovist!-Moleküle würde im Verhältnis auch mehr Vasovist! eliminiert werden. So weit uns bekannt ist, ist die vorliegende Untersuchung die erste zum direkten Vergleich von Vasovist! und Dotarem! in der Äquilibriumsphase für intrakranielle Gefäße. Es gibt jedoch einige Studien, die den Nutzen von Blutpoolkontrastmitteln untersuchten, z.B. mit der digitalen Subtraktionsangiographie als Referenz oder zum Vergleich mit extrazellulären Kontrastmitteln im First-pass. Vogt et.al berichten von hervorragenden Ergebnissen mit Vasovist! bei der Untersuchung der Beckenstrombahn in der Äquilibriumsphase, allerdings fehlt in dieser Untersuchung der Vergleich zu einem extrazellulären Kontrastmittel. Es wurde lediglich der Vergleich mit der TOF-Angiographie untersucht. Als Referenz diente die intraarterielle digitale Subtraktionsangiographie. Eine Überlegenheit der Kontrastmittel unterstützten Technik gegenüber der TOF-Angiographie überrascht dort nicht (80). Einen direkten Vergleich von Vasovist! und Dotarem! beschreiben Reisinger et al. In der Untersuchung, die an einem 1,5 Tesla Tomographen erfolgte, zeigte sich ein klarer Vorteil für Vasovist! in der zeitlich aufgelösten 3D-Angiographie der Hände. Vasovist! führte laut der Untersuchung zu einer signifikanten Verbesserung der quantitativen und auch der qualitativen Bewertung. Limitierender Faktor dieser Studie war das für die Darstellung kleiner Gefäße nicht optimal gewählte Sequenzdesign mit unzureichender räumlicher Auflösung (66). In der Untersuchung von Klessen et al. zeigten sich in der first-pass Ganzkörperangiographie heterogene Ergebnisse für Vasovist! im Vergleich zu dem extrazellulären Kontrastmittel Gadopentetate dimeglumine (Magnesvist!). In vier von acht untersuchten Gefäßsegmenten (Aortenbogen, A. carotis interna rechts, abdominale Aorta und A. renalis rechts) schnitt Vasovist! besser ab. Drei der vier Ergebnisse wa68 waren signifikant. In den anderen vier Gefäßsegmenten (A. femoralis communis rechts, distale A. femoralis superficialis rechts, A. poplitea rechts und distale A. tibialis anterior rechts) zeigten sich bessere Ergebnisse für Dotarem!, davon zwei signifikant. Die qualitative Auswertung bewertete Vasovist! durchweg besser, allerdings nur signifikant in vier der acht Segmente. Ähnlich unserer Untersuchung konnte Vasovist! nicht auf ganzer Linie überzeugen (40). Spuentrup et al. zeigten in der hochaufgelösten Venographie mit Vasovist! gute Ergebnisse in der Detektion von Sinus- und Kortikalvenenthrombosen im Tiermodell. Ein Vergleich zu einem anderen Kontrastmittel wurde nicht gezogen. Untersucht wurde hingegen der Einfluss der parallelen Bildgebung zur beschleunigten Untersuchung. Hier zeigte sich eine reduzierte Beurteilbarkeit und schlechtere Visualisation der vorhandenen Thrombosen mit paralleler Bildgebung. Der Beschleunigungsfaktor von 3,75 war allerdings deutlich höher als in der hier vorliegenden Untersuchung (SESNE-Faktor=2). Die Untersuchung empfahl weitere Untersuchungen am Menschen, auch im Vergleich zu extrazellulären Kontrastmitteln, um den Vorteil durch Vasovist! zu bestätigen (78). Anforderungen an die Bildgebung sind eine ausreichende anatomische Auflösung, guter Kontrast (sowohl der Gefäße als auch der unter Umständen vorhandenen Läsion) und einer für den klinischen Alltag vertretbaren Messzeit. Außerdem müssen die Bilder praeoperativ mit den neurochirurgischen Navigationssystemen kompatibel sein, das heißt es müssen nicht angulierte axiale Bilddatensätze akquiriert werden, die dreidimensional rekonstruiert werden können. All diesen Anforderungen werden die in der vorliegenden Arbeit untersuchten Sequenzen gerecht. In einer Veröffentlichung aus dem Jahr 2008 berichten Hadizadeh et al. vom Vergleich einer hochaufgelöste MR-Angiographie mit Vasovist! und einer konventionellen First-pass-MR-Angiographie, ebenfalls mit Vasovist!. Die Ergebnisse zeigen eine deutliche Überlegenheit der hochaufgelösten Bilder der Gefäße der unteren Extremität gegenüber der first-pass Angiographie. Die Übereinstimmung mit der intraarteriellen digitalen Subtraktionsangiographie, die als Referenz galt, betrug bei den hochaufgelösten Bildern 100%, im first-pass nur 67,6 % (34). In der hier vorliegenden Untersuchung zeigte sich, dass durch die Unterdrückung des Fettsignals unabhängig vom verwendeten Kontrastmittel ein signifikant besseres Signal-zu-Rausch-Verhältnis und Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis erreicht wurde. Der 69 subjektive Bildeindruck profitierte ebenfalls deutlich durch das unterdrückte Fettsignal. Die Vorteile der gewählten Technik zur Fettunterdrückung wurden auch von Hauger et. al bestätigt, die in ihrer Untersuchung aus dem Jahr 2002 die Fettunterdrückung mittels Binomial-Puls mit der frequenzselektiven Fettunterdrückung verglichen. Sowohl die Bildqualität als auch die Akquisitionszeit profitierten hier deutlich durch die wasserselektive Anregung (36). Gerade in T1-gewichteten Sequenzen und Gradienten-Echo Sequenzen mit kurzer TR-Zeit wird die Akquisitionszeit erheblich durch den zusätzlichen spektral-selektiven Puls zur Fettunterdrückung erhöht. Die Binomial-Puls Technik bedarf nur eines geringeren zusätzlichen Zeitaufwandes, da Anregungspuls und wasserselektive Anregung gleichzeitig durch die binomiale Pulsfolge ablaufen. Fettunterdrückte Sequenzen, die mittels spektraler Sättigung akqiuriert werden, werden oft mit Turbo-Field-Echo-Sequenzen kombiniert. Durch die in diesem Fall vorliegende k-Raum Auslese kann es zu Inhomogenitäten zwischen benachbarten kRaum Linien kommen. Durch die lineare Auslesung der in der vorliegenden Untersuchung verwendeten Sequenz werden diese Inhomogenitäten zwischen benachbarten k-Raum Linien vermindert. Die Bildqualität wird so verbessert und es resultiert ein Bild mit guter Unterdrückung des Fettsignals und homogenem Signal. Dies spiegelt sich in den Ergebnissen der vorliegenden Studie wieder: es wurden keine die Bildqualität einschränkenden Artefakte durch die wasserselektive Anregung beobachtet, wie sie durch lokale Feldinhomogenitäten typischerweise an der Schädelbasis vorkommen. In der hier vorgesellten Studie wurde kein direkter Vergleich zu anderen Techniken zur Fettunterdrückung untersucht. Michaely et. al verglichen in ihrer Untersuchung von 2008 zwei Möglichkeiten der Fettunterdrückung für die Darstellung peripherer Gefäße in der Äquilibriumsphase mit Vasovist!. Beim Vergleich von Dixon Fettsättigung und spektraler Fettsättigung kamen sie zu dem Ergebnis, dass die DixonMethode dem spektralen Puls eindeutig vorzuziehen ist, da sie einen Zuwachs des Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisses ohne Verlängerung der Akquisitonszeit bedeutet (50). Zusätzlich zur Fettunterdrückung mittels Binomial-Puls wurde in der fettunterdrückten Sequenz zur schnelleren Datenakquisition der SENSE-Algorithmus angewandt, um eine Messzeit von circa fünf Minuten zu erzielen und gleichzeitig ein ausreichendes 70 Signal-zu-Rausch-Verhältnis und eine hohe Auflösung mit einer Voxelgröße von ca. 0,6mmx0,6mmx0,6mm beizubehalten. Trotz der parallelen Bildgebung, die ein vermehrtes und inhomogenes Bildrauschen zur Folge hat, wurde der subjektive Bildeindruck nicht beeinträchtigt. Limitierend für unsere Untersuchung ist jedoch zu erwähnen, dass für die objektive Auswertung der g-Faktor nicht bestimmt wurde, was zu einer ungenauen Berechnung der Signal-zu-Rausch und Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisse führt. Eine genaue Berechnung hätte zeitaufwändigerer Messungen bedurft. Es wurde daher zu Gunsten der Patienten und des im klinischen Alltag üblicherweise straffen Zeitplanes darauf verzichtet. Subjektive und objektive Ergebnisse weisen in die gleiche Richtung, so dass davon ausgegangen werden kann, dass die höheren Signal- und Kontrastzu-Rausch-Verhältnisse trotz des fehlenden g-Faktors die reale Bildgüte darstellen. Ähnliche Ergebnisse stellten Weiger et. al in ihrer Untersuchung aus dem Jahr 2000 vor. Sie zeigten eine deutlich verbesserte Darstellung kleinerer Gefäße in der Kontrastmittel-unterstützten MR-Angiographie durch die Anwendung des SENSEAlgorithmus und die dadurch verbesserte räumliche Auflösung bei konstanter Messzeit. Das durch verkleinerte Voxel-Größe verringerte Signal-zu-Rausch-Verhältnis beeinträchtigte die Bildqualität nicht (82). Weitere Möglichkeiten, den Kontrast zu verbessern sind denkbar, zum Beispiel durch Anwendung des Magnetisierungstransfers; sie sollten in folgenden Studien untersucht werden. Bei einem großen Teil der in die vorliegende Untersuchung eingeschlossenen Patienten wurde die Bildgebung zur operativen Navigationsplanung herangezogen. Fontaine et al. berichten in Ihrer Untersuchung aus dem Jahre 2000 von guten Ergebnissen bei MR-basierten stereotaktischen Biopsien, allerdings wird auch hier schon auf das Hauptproblem der durch Magnetresonanztomographie gesteuerten Stereotaxie und Neurochirurgie hingewiesen, das in der Verzerrung von MR-Bildern besteht. Das bedeutet, dass Ziele nicht gemäß ihrer wahren Lokalisation, sondern bis zu einige Millimter davon verschoben abgebildet werden können. Der Gund hierfür liegt z.B. in Inhomogenitäten des Magnetfeldes und nicht linearen Gradientensystemen (28, 72). Die bisher anhand der Bilddatensätze durchgeführten Operationen zeigten einen die Bildgebung betreffenden komplikationslosen Verlauf, der nicht durch gröbere Verzerrungen beeinträchtigt wurde. 71 Insgesamt konnte die Bildqualität durch Fettsättigung verbessert werden, während die Verwendung von unterschiedlichen Kontrastmitteln nur einen geringeren Einfluss hatte. Unsere Untersuchung spricht daher für die Anwendung einer Fettunterdrückung durch wasserselektive Anregung. Inzwischen ist diese Technik auf vielen Magnetresonanz-Systemen verfügbar. Basierend auf den Ergebnissen unserer Studie ergibt sich derzeit keine Indikation zur routinemäßgen Verwendung von Blutpoolkontrastmitteln für die hochaufgelöste Darstellung der intracerebralen Gefäße. 8.1. Limitationen Unsere Studie hat einige Limitationen. So wurde nur eine relativ geringe Zahl von Patienten mit zudem heterogenen Fragestellungen eingeschlossen. Eine echte Randomisierung bezüglich des verwendeten Kontrastmittels erfolgte nicht, da die Auswahl indikationsbasiert erfolgte (z.B. Vasovist! bei V.a. Sinus-/Venenthrombose, Dotarem bei V.a. Gefäßmalformation). Weitere Untersuchungen mit größeren Patientenkollektiven sollten daher folgen, um die klinische Bedeutung der verbesserten Gefäßdarstellung zu untersuchen. Mit einfließen sollten auch Nachbeobachtungen von Patienten, die anhand des Protokolls operiert wurden, um den Nutzen der Schonung auch kleinerer Gefäße zu belegen. Ebenso ist die Tatsache, dass es sich beim Vergleich der Kontrastmittel um einen interindividuellen Vergleich handelt, ein möglicher Schwachpunkt, da einer Vergleichbarkeit in diesem Fall Grenzen gesetzt sind. Da es sich aber um eine Studie im klinischen Alltag handelte und mit einer Untersuchung bereits alle für den Patienten nötigen Informationen erhalten wurden, wurde auf eine zweizeitige Untersuchung der Patienten mit jedem der beiden Kontrastmittel und einer somit besseren Vergleichbarkeit verzichtet. 72 9. Zusammenfassung In der vorliegenden Studie wurde das erste in Europa zugelassene BlutpoolKontrastmittel Gadofosveset trisodium (Vasovist!) im Vergleich zu dem extrazellulären Kontrastmittel Gadoterate meglumine (Dotarem!) in der Darstellung der intrakraniellen Gefäße mittels Magnetresonsanz-Angiographie untersucht. Des Weiteren wurde der Einfluss einer Fettsupprimierung auf die Bildqualität beleuchtet. Die Fettunterdrückung wurde durch einen wasserselektiven binomialen Anregungspuls erreicht. Es erfolgten 48 Untersuchungen an 47 Patienten, jeweils 24 Untersuchungen mit Vasovist! und 24 Dotarem!. Jeder der Patienten wurde mit der fettunterdrückten und der konventionellen 3D-Angiographie in der Äquilibriumsphase untersucht. Die Auswertung erfolgte sowohl quantitativ mittels Signalintensitätsmessungen und Berechnungen von Signal-zu-Rausch und Kontrast-zu-Rausch-Verhältnissen durch die Autorin der vorliegenden Arbeit, als auch qualitativ durch zwei in der Magnetresonanztomographie erfahrene Radiologen. Die Ergebnisse der hier vorgestellten Studie zeigen eine signifikante Verbesserung der Bildqualität der hochaufgelösten intrakraniellen MR-Angiographie durch Fettsignalunterdrückung. Durch Verwendung eines Blutpool-Kontrastmittels konnten ebenfalls verbesserte Signal-zu-Rausch und Kontrast-zu-Rausch-Verhältnisse erreicht werden, allerdings waren diese Ergebnisse weniger eindrücklich und nicht durchweg signifikant. Das von uns beschriebene Untersuchungsprotokoll lässt sich zusammenfassend als geeignete Methode für die diagnostische und präoperative Bildgebung beschreiben. 73 10. Literaturverzeichnis 1) Applegate GR, Talagala SL, Applegate LJ (1992). MR angiography of the head and neck: value of two-dimensional phase-contrast projection technique. AJR. 159: 369-374. 2) Balzer T (2003). Contrast Agents for Magnetic Resonance Imaging. In: Reimer P, Parizel PM, Stichnoth FA (ed). Clinical MR Imaging. 2nd ed. New York: Springer, S. 53-63. 3) Blaimer M, Breuer F, Mueller M, Heidemann RM, Griswold MA, Jakob PM (2004). SMASH, SENSE, PILS, GRAPPA: how to choose the optimal method. Top Magn Reson Imaging. 5: 223–236. 4) Bluemke DA, Stillman AE, Bis KG, Grist TM, Baum RA, D’Agostino R, Malden ES, Pierro JA, Yucel EK (2001). Carotid MR Angiography: Phase II Study of Safety and Efficacy for MS-3251. Radiology. 219: 114 –122 5) Bongartz G, Weishaupt D, May M (2008). Neue Kontrastmittelproblematik bei Niereninsuffizienz: Gadolinium-induzierte Nephrogene Systemische Fibrose (NSF). Schweiz Med Forum. 8(7): 116–123 6) Bongartz GM, Bosmans H, Marchal G (2002). Flow-independent Acquisition Techniques. In: Arlart ip, Bongartz GM, Marchal G (ed). Magnetic Resonance Angiography. 2nd ed. New York: Springer, S. 91-103 7) Bosmans H, Hausmann R (2002) Flow-dependent acquisition techniques. In: Arlart IP, Bongartz GM, Marchal G (ed). Magnetic Resonance Angiography. 2nd ed. New York: Springer, S. 76- 90 8) Bousser MG, Ferro JM (2007). Cerebral venous thrombosis: an update. Lancet neurol. 6: 162-170 9) Bousquet JC, Saini S, Stark DD, Hahn PF, Nigam M, Jack Wittenberg J, Ferrucci JT (1988). Gd-DOTA: Characterization of a New Paramagnetic Complex. Radiology. 166: 693-698 10) Bozzao A, Finocchi V, Romano A, Ferrante M, Fasoli F, Trillo G, Ferrante L, Fantozzi LM (2005). Role of contrast-enhanced MR venography in the preoperative evaluation of parasagittal meningiomas. Eur Radiol. 15(9): 1790-1796 11) Bradley WG, Waluch V (1985). Blood flow magnetic resonance imaging. Radiology. 154: 443-450 12) Bremerich J, Bilecen D, Reimer P (2007). MR angiography with blood pool contrast agents. Eur Radiol. 17: 3017–3024 13) Brix G, Kohlem H, Nitz WR (2002). Bildkontraste und Bildgebungssequenzen. In: Reiser M (Hrsg) Magnetresonanztomographie. 3te Auflage. Heidelberg: Springer Medizin Verlag, S. 41-81. 74 14) Bydder GM, Young IR (1985). MR imaging: clinical use of the inversion recovery sequence. J Comput Assist Tomogr. 9: 659-675 15) Caroli E, Orlando ER, Mastronardi L, Ferrante L (2006). Meningeomas infiltrating the superior sagittal sinus: surgical considerations of 328 cases. Neurosurg Rev. 29(3): 236-241 16) Chachuat A, Molinier P, Bonnemain B , Chambon C, Gayet JL (1992). Pharmacokinetics and tolerance of Gd-DOTA (DOTAREM) in healthy volunteers and in patients with chronic renal failure. Eur. Radiol. 2: 326-329 17) Cochran TS, Bomyea K, Sayre JW (2001). Trends in Adverse Events After iv Administration of Contrast Media. AJR. 176: 1385–1388 18) Connor SEJ, Jarosz JM (2002). Magnetic Resonance Imaging of Cerebral Venous Sinus Thrombosis. Clinical Radiology. 57: 449-461 19) Delfaut EM, Beltran J, Johnson G, Rousseau J, Marchandise X, Cotten A (1999). Fat suppression in MR imaging: techniques and pitfalls. RadioGraphics. 19: 373–382 20) Dixon WT (1984). Simple Proton Spectroscopic Imaging. Radiology; 153: 189194 21) Dumoulin CL (1985). A method for chemical shift selective imaging. Magn Reson Med. 2: 583-585 22) Dumoulin CL, Souza SP, Walker MF, Wagle W (1989). Three dimensional phase contrast angiography. Magn Reson Med. 9: 139-149 23) Dumoulin CL, H. E. Cline, S. P. Souza, W. A. Wagle, M. F. Walker (1989). Three-dimensional time-of-flight magnetic resonance angiography using spin saturation. Magn Reson Med. 11: 35-46 24) Dwyer AJ, Frank JA, Sank VJ, Reinig JW, Hickey AM, Doppman JL (1988). Short-TI inversion recovery pulse sequence: analysis and initial experience in cancer imaging. Radiology. 168: 827-836 25) Essig M, Nikolaou K, Meaney JFM (2007). Magnetic resonance angiography of the head and neck vessels. Eur Radiol. Suppl 2: B30-B37 26) Ferro JM, Canhão P, Stam J, Bousser MG, Barinagarrementeria F and for the ISCVT Investigators (2004). Prognosis of Cerebral Vein and Dural Sinus Thrombosis: Results of the International Study on Cerebral Vein and Dural Sinus Thrombosis (ISCVT). Stroke 35: 664-670 27) Fink C, Goyen M, Lotz J (2007). Magnetic resonance angiography with bloodpool contrast agents: future applications. Eur Radiol Suppl. 17: B38-B44 28) Fontaine D, Dormont D, Hasboun D, Clemenceau S, Valery C, Oppenheim C, Sahel M, Marsault C, Philippon J, Cornu P (2000). Magnetic resonance-guided stereotactic biopsies: results in 100 consecutive cases. Acta Neurochir. 142(3): 249-55 75 29) Forster J, Schick F, Breuer J, Sieverding L, Lutz O (1998). Slice-selective fatsaturation in MR angiography using spatial-spectral selective prepulses. J Magn Reson Imaging. 8: 583–589. 30) Gold GE, Han E, Stainsby J (2004). Musculoskeletal MRI at 3.0 T: Relaxation times and image contrast. AJR. 183(2): 343-351 31) Goyen M, Shamsi K, Schoenberg SO (2006). Vasovist enhanced MR angiography. Eur Radiol Suppl: B9-B14 32) Griswold MA (2007). Basic Reconstruction Algorithms for Parallel Imaging. In: Schoenberg SO, Dietrich O, Reiser MF (ed). Parallel imaging in clinical mr applications. New York: Springer, S. 19-36 33) Günther A, Schneider JP, Schneider D, Wager A (2004). Sinusvenenthrombose. Fortschr Neurol Psychiat. 72: 652-662 34) Hadizadeh DR, Gieseke J, Lohmaier SH, Wilhelm K, Boschewitz J, Verrel F, Schild HH, Willinek WA (2008). Peripheral MR angiography with blood pool contrast agent: prospective intraindividual comparative study of high-spatialresolution steady-state MR angiography versus standard-resolution first-pass MR angiography and DSA. Radiology. 249(2): 701-711 35) Hadizadeh DR, von Falkenhausen M, Gieseke J, Meyer B, Urbach H, Hoogeveen R, Schild HH, Willinek WA (2008). Cerebral arteriovenous malformation: Spetzler-Martin classification at subsecond-temporal-resolution fourdimensional MR angiography compared with that at DSA. Radiology. 246(1): 205-213 36) Hauger O, Dumont E, Chateil JF, Moinard M, Diard F (2002). Water Excitation as an Alternative to Fat Saturation in MR Imaging: Preliminary Results in Musculoskeletal Imaging. Radiology. 224: 657-663 37) Heidemann RM, Özsarlak Ö, Parizel PM, Michiels J, Kiefer B, Jellus V, Müller M, Breuer F, Blaimer M, Griswold MA, Jakob PM (2003). A brief review of parallel magnetic resonance imaging. Eur Radiol. 13: 2323–2337 38) Hunsche S, Sauner D, Maarouf M, Hoevels M, Luyken K, Schulte O, Lackner K, Sturm V, Treuer H (2004). MR-guided stereotactic neurosurgery - comparison of fiducial-based and anatomical landmark transformation approaches. Phys. Med. Biol. 49: 2705–2716 39) Keller PJ, Hunter WW, Schmalbrock P (1987). Multisection Fat-Water Imaging with Chemical Shift Selective Presaturation Radiology. 164 :539-541 40) Klessen C, Hein PA, Huppertz A, Voth M, Wagner M, Elgeti T, Kroll H, Hamm B, Taupitz M, Patrick Asbach P (2007). First-Pass Whole-Body Magnetic Reso nance Angiography (MRA) Using the Blood Pool Contrast Medium Gadofosve set Trisodium. Comparison to Gadopentetate Dimeglumine. Invest Radiol. 42: 659- 664 76 41) Lanfermann H, Pilatus U, Preibisch C, Hattingen E, Weidauer S, Bink A, Gürvit Ö, Porto L, Wallenhorst T, Volz S, Lienerth C, Zanella FE (2006). 3T in der Neuroradiologie – Spannungsfeld zwischen Wunsch und Wirklichkeit. Clin Neuroradiol. 16: 91–108 42) Larkman DJ (2007). The g-factor and Coil Design. In: Schoenberg SO, Dietrich O, Reiser MF (ed). Parallel imaging in clinical mr applications. New York: Springer, S. 37-48. 43) Lauffer RB, Parmelee DJ, Dunham SU, Ouellet HS,Dolan RP, Witte S, McMurry TJ, Walovitch RC (1998). MS-325: albumin-targeted contrast agent for MR angiography. Radiology .207: 529-538 44) Li A, Wong CS, Wong MK, M Lee M, Au Yeung MC (2006). Acute adverse reactions to magnetic resonance contrast media-gadolinium chelates. The British Journal of Radiology. 79: 368–371 45) Maki JH, Prince MR, Londy F, Chenevert T (1996). The effects of time varying intravascular signal intensity and k-space acquisition order on threedimensional MR angiography image quality. J Magn Reson Imaging. 6: 642-651 46) Maki JH, Chenevert TL, Prince MR (1996). Three-dimensional contrastenhanced MR angiography. Top Magn Reson Imaging 8: 322–344 47) Mao J, Yan H, Bidgood WD Jr. (1992). Fat suppression with an improved selective presaturation pulse. Magn Reson Imaging; 10: 49–53 48) Merkle EM, Dale BM, Barboriak DP (2007). Gain in signal-to-noise for first-pass contrast-enhanced abdominal MR angiography at 3 Tesla over standard 1.5 Tesla: prediction with a computer model. Acad Radiol. 14(7): 795-803 49) Meyer CH, Pauly JM, Macovski A, Nishimura DG (1990). Simultaneous spatial and spectral selective excitation. Magn Reson Med. 15: 287–304 50) Michaely HJ, Attenberger UI, Dietrich O, Schmitt P, Nael K, Kramer H, Reiser MF, Schoenberg SO, Walz M (2008). Feasibility of Gadofosveset-Enhanced Steady-State Magnetic Resonance Angiography of the PeripheralVessels at 3 Tesla With Dixon Fat Saturation. Invest Radiol. 43: 635-641 51) Murphy KJ, Brunberg JA, Cohan RH (1996). Adverse Reactions to Gadolinium Contrast Media: A Review of 36 Cases. AJR. 167: 847-849 52) Nanz D (2006) Kardiovaskuläre Bildgebung. In: Weishaupt D, Köchli VD, Marincek B (2006). Wie funktioniert MRI? 5. Auflage. Heidelberg: Springer Medizin Verlag, S. 61-85 53) Nelson KL, Gifford LM, Lauber-Huber C, Gross CA, Lasser TA (1995). Clinical Safety of Gadopentetate Dimeglumine. Radiology. 196: 439-443 54) Niendorf HP, Balzer T, Reimer P (2002). Kontrastmittel. In: Reiser M (ed) Magnetresonanztomographie. 3rd ed. Heidelberg: Springer Medizin Verlag, S. 111-132 77 55) Niitsu M, Tohno E, Itai Y (2003). Fat Suppression Strategies in Enhanced MR Imaging of the Breast: Comparison of SPIR and Water Excitation Sequences. J Magn Reson Imag, 18: 310 –314 56) Nikolaou K, Kramer H, Grosse C, Clevert D, Dietrich O, Hartmann M, Chamberlin P, Assmann S, Reiser MF, Schoenberg SO (2006). High-spatialresolution multistation MR angiography with parallel imaging and blood pool contrast agent: initial experience. Radiology, 241: 861–72 57) Nitz WR, Runge VM, Schmeets SH, Faulkner WH, Desai NK (2007). Praxiskurs MRT. 2. Auflage. Stuttgart: Georg Thieme Verlag KG 58) Nitz, WR (2003). Principles of Magnetic Resonance Imaging and Magnetic Resonance Angiography. In: Reimer P, Parizel PM, Stichnoth FA (ed). Clinical MR Imaging. 2nd ed. New York: Springer, S. 1-52 59) Parmelee DJ, Walovitch RC, Ouellet HS, Lauffer RB (1997). Preclinical evaluation of the pharmacokinetics, biodistribution, and elimination of MS325, a blood pool agent for magnetic resonance imaging, Invest Radiol. 32: 741–7 60) Prince MR (1994). Gadolinium-enhanced MR Aortography. Radiology 191: 155-164 61) Prince MR, Meaney JFM (2006). Expanding role of MR angiography in clinical practice. Eur Radiol. 16 Suppl 2: B3–B8 62) Prince MR, Yucel EK, Kaufman JA, Harrison DC, Geller SC (1993). Dynamic gadolinium-enhanced three-dimensional abdominal MR arteriography. J Magn Reson Imag. 3(6): 877-881 63) Pruessmann KP, Weiger M, Scheidegger MB, Boesiger P (1999). SENSE: sensitivity encoding for fast MRI. Magn Reson Med 42: 952–962 64) Quick HH (2007) Technische Voraussetzung für die MR-Angiographie. In: Goyen M (ed). MR-Angiographie mit Vasovist. 1. Ausgabe. Berlin: ABW Wissenschaftsverlag, S. 2-20. 65) Reeder SB (2007) Measurement of signal-to-noise ratio and parallel imaging. In: Schoenberg SO, Dietrich O, Reiser MF (ed). Parallel imaging in clinical mr applications. New York: Springer, S. 49-61. 66) Reisinger C, Gluecker T, Jacob AL, Bongartz G, Bilecen D (2009). Dynamic magnetic resonance angiography of the arteries of the hand. A comparison bet ween an extracellular and an intravascular contrast agent. Eur Radiol 19: 495– 502 67) Rinck PA, Muller RN (1999). Field strength and dose dependence of contrast enhancement by gadolinium-based MR contrast agents. Eur. Radiol. 9: 9981004 78 68) Rohrer M, Bauer H, Mintorovitch J, Requardt M, Weinmann HJ (2005). Comparison of magnetic properties of MRI contrast media solutions at different magnetic field strengths. Invest Radiol 40: 715–724 69) Rohrer M (2007). Vasovist! - Grundlagen und Wirkungsweise. In: Goyen M (ed.). MR-Angiographie mit Vasovist. 1. Ausgabe. Berlin: ABW Wissenschaftsverlag, S.61-76 70) Runge VM Jacobson S, Wood ML, Kaufman D, Adelman LS (1988). MRImaging of Rat Brain Glioma: Gd-DTPA versus Gd-DOTA. Radiology. 166(2): 835838 71) Sadowski EA, Bennett LK, Chan MR, Wentland AL, Garrett AL, Garrett RW, Djamali A (2007). Nephrogenic systemic fibrosis: risk factors and incidence estimation. Radiology 243(1): 148–157 72) Schad L, Lott S, Schmitt F, Sturm V, Lorenz WJ (1987). Correction of spatial distortion in MR Imaging: A prerequisite for accurate stereotaxy. J Comput assist tomogr. 11 (3): 499-505 73) Schick F, Forster J, Machann J, Huppert P, Claussen CD (1997). Highly selective water and fat imaging applying multislice sequences without sensitivity to B1 field inhomogeneities. Magn Reson Med. 38: 269 –274 74) Schick F (1998). Simultaneous highly selective MR water and fat imaging using a simple new type of spectral-spatial excitation. Magn Reson Med. 40: 194-202 75) Schwarz S, Daffertshofer M, Schwarz T, Georgiadis D, Baumgartner RW, Hennerici M, Groden C (2003). Aktuelle Probleme der Diagnose und Therapie zerebraler Venen- und duraler Sinusthrombosen. Nervenarzt. 74: 639–653 76) Smith RC, Lange RC, McCarthy SM (1991). Chemical Shift Artifact: Dependence on Shape and Orientation of the Lipid-Water Interface. Radiology. 181: 225229 77) Stanisz GJ, Odrobina EE, Pun J, Escaravage M, Graham SJ, Bronskill MJ, Henkelman RM (2005). T1, T2 relaxation and magnetization transfer in tissue at 3T. Magn Reson Med. 54: 507–12 78) Spuentrup E, Wiethoff AJ, Parsons EC, Spangenberg P, Stracke CP (2009). High spatial resolution magnetic resonance imaging of experimental cerebral venous thrombosis with a blood pool contrast agent. Eur J Radiol, doi:10.1016/j.ejrad.2009.03.061 79) Thomasson D, Purdy D, Finn JP (1996). Phasemodulated binomial RF pulses for fast spectrally-selective musculoskeletal imaging. Magn Reson Med. 35: 563-568 80) Vogt FM, Herborn CU, Parsons EC, Kröger K, Barkhausen J, Goyen M (2007). Diagnostic performance of contrast-enhanced MR angiography of the aortoiliac arteries with the blood pool agent Vasovist: initial results in comparison to intra-arterial DSA. Rofo.179(4):412- 20 79 81) Wadley J, Kitchen N, Thomas D (1999). Image-guided neurosurgery. Hospital Medicine. 60(1): 34-38 82) Weiger M, Pruessmann KP, Kassner A, Roditi G, Lawton T, Reid A, Boesiger P (2000). Contrast-Enhanced 3D MRA Using Sense. J Magn Reson Imag. 12: 671-677 83) Weinmann HJ, Brasch RC, Press WR, Wesbey GE (1984). Characteristics of Gadolinium-DTPA Complex: A Potential NMR Contrast Agent. AJR 142: 619624 84) Weishaupt D, Köchli VD, Marincek B (2007). Wie funktioniert MRI? 5. Auflage. Heidelberg: Springer Verlag 85) Zhang HL, Jeffrey H. Maki JH, Martin R. Prince, MD (2007). 3D ContrastEnhanced MR Angiography. Journ Magn Reson Imag 25: 13–25 86) Fachinformation Dotaremwww.guerbet.com/fileadmin/user_upload/de_home/de_professional/de_ contrastmedia/.../SPC_Dotarem_Fertigspritze_082008.pdf 87) Fachinformation Vasovisthttp://www.rodiag.ch/documents/download/Fachinformation%20Vasovist_MR T.pdf 11. Vorabveröffentlichung von Ergebnissen Spüntrup E, Jacobs JE, Kleimann JF, Wiethoff AJ, Poggenborg J, Brinker G, Loehr M, Möller-Hartmann W, Botnar RM, Ernestus R-I, Lackner K-J (2010). High Spatial Resolution and High Contrast Visualization of Brain Arteries and Veins: Impact of blood pool contrast agent and water-selective excitation imaging at 3T. Rofo 182(12): 1097-104 80 12. Lebenslauf Mein Lebenslauf wird aus Gründen des Datenschutzes in der elektronischen Fassung meiner Arbeit nicht veröffentlicht 81
