Magnetresonanztomographie

Die hochauflösende MRA gewährleistet eine zuverlässige und reproduzierbare Diagnostik verschiedenster Arterio- und Aortopathien. Sie ermöglicht je nach Wahl des technischen Untersuchungsverfahrens die sehr gute Darstellung und Beurteilung des Gefäßlumens oder der Gefäßwand.

da die Bildakquisition auf dem Empfang von elektrischen Impulsen innerhalb eines starken Magnetfeldes nach Einstrahlung von Hochfrequenzimpulsen basiert.

Die Protonen im Wasserstoffatomkern weisen eine Drehung um die eigene Achse auf (=Kernspin), die dazu führt, dass sie sich wie kleine Magnete verhalten. Der MR-Tomograf erzeugt ein im Vergleich zur Erde ca. 10000–30000-mal stärkeres Magnetfeld (=Hauptmagnetfeld B₀) und führt so zu einer energiearmen, parallelen Ausrichtung der körpereigenen Wasserstoffatomkernprotonen (=Längsmagnetisierung der Kernspins). Durch einen eingestrahlten Hochfrequenzimpuls kommt es einerseits zu einer kurzfristigen Anregung und andererseits zu einer Synchronisation aller Kernspins (sog. Quermagnetisierung). Die kurzfristige Anregung der Kernspins ändert ihre Ausrichtung in Bezug auf das Hauptmagnetfeld B₀ und überführt sie in einen energetisch höheren Zustand. Der Hochfrequenzimpuls führt somit zum Verlust der Längsmagnetisierung, bedingt aber den Aufbau einer Quermagnetisierung senkrecht zum Hauptmagnetfeld B₀.

Nach dem Abschalten des Hochfrequenzimpulses kehren die Kernspins wieder in ihre energieärmere Ausgangslage parallel zum Hauptmagnetfeld B₀ zurück (=T1-Relaxation) und dephasieren (=T2-Relaxation), d. h. die Längsmagnetisierung wird wiederhergestellt, die Quermagnetisierung hingegen abgebaut. Bei diesem Vorgang geben die Kernspins die zuvor empfangene Energie in Form eines Wärmesignals bzw. elektrischer Impulse ab, welche von Empfangsspulen registriert und aus welchen letztendlich die MRT-Bilder berechnet werden können. Da sich die Wasserstoffatome je nach Konzentration und Bindung bzw. Wärmeleitfähigkeit und Dichte des untersuchten Gewebes unterschiedlich verhalten, können Rückschlüsse auf die Gewebszusammensetzung gezogen werden.

Entsprechend ist auch der Wirkungsmechanismus von MR-Kontrastmittel (KM) zu erklären. Gadolinium (Gd) ist die gebräuchlichste Substanz und seit 1988 für die Untersuchung von Patienten zugelassen.

Da Fettgewebe in T1w Sequenzen ebenfalls signalreich ist und somit die Beurteilung von Gefäßen mit intravasalem KM bzw. stärker durchbluteten Läsionen mit entsprechend gesteigerter KM-Aufnahme erschweren würde, wird das Fettgewebssignal in T1w Sequenzen nach KM-Applikation i. d. R. durch einen zusätzlichen Impuls abgesättigt (T1w fat-sat). Durch die Fettsättigung erscheint das Signal von Fettgewebe hypointens und bildet somit einen guten Kontrast zu intravasalem KM bzw. KM-anreichernden Läsionen.

Für die exakte selektive Anregung der zu untersuchenden Patientenschichten sind außerdem drei Gradientenspulen-Paare wichtig, welche in den Raumrichtungen x, y und z angeordnet sind und kurzzeitig zugeschaltet werden können. Sie bilden selbst ein Magnetfeld, welches das Hauptmagnetfeld B₀ überlagert bzw. variiert und so die zu untersuchende Schicht markiert (=Ortskodierung). Sie werden außerdem zur Phasen- und Frequenzkodierung verwendet.

Die TOF-MRA kann als 2D- oder 3D-Messung angewandt werden und ihre Datensätze können zu Maximum-Intensitäts-Projektionen (MIPs) nachverarbeitet werden, so dass sie dem Bildeindruck digitaler Subtraktionsangiografien (DSA) ähneln (siehe Abb. 1).

Problematisch sind allerdings ein sehr langsamer oder nicht-laminarer Blutfluss bzw. Gefäße die nicht senkrecht, sondern parallel zur untersuchten Gewebeschicht verlaufen, da das intravasale Blut dann „pseudo-stationär“ und auch oder zumindest teilweise vom Sättigungsimpuls erreicht wird. Das infolgedessen abgeschwächte intraluminale Blutsignal kann so beispielsweise Stenosen vortäuschen. Sollten tatsächlich Stenosen vorliegen, kann der typischerweise prästenotisch verlangsamte Blutfluss außerdem zur Überschätzung von Länge und Stenosegrad führen. Ein weiterer Nachteil der TOF-MRA sind die relativ langen Untersuchungszeiten, die proportional mit der Größe des Untersuchungsareals (field-of-view) zunehmen. Außerdem ist die Technik anfällig für Bewegungsartefakte durch den Patienten oder Gefäßpulsationen.

Sie eignet sich insbesondere für das Screening und das posttherapeutische Monitoring intrakranieller Aneurysmen. TOF-Sequenzen können außerdem zur Untersuchung des distalen Unterschenkels und Fußes verwendet werden, allerdings benötigen sie dafür eine zusätzliche Absättigung des entgegengesetzten Blutflusssignals der parallel verlaufenden Venen. Die entsprechenden Sättiger werden wenige Millimeter distal der zu untersuchenden Schicht positioniert, sättigen allerdings auch arteriellen retrograden Blutfluss ab (Leiner 2005; Lanzman et al. 2011).

Wie bereits erwähnt können Gradienten zur Phasenkodierung einer bestimmten Untersuchungsschicht zugeschaltet werden. Sie wirken sich allerdings unterschiedlich auf stationäres und nicht-stationäres Gewebe aus. In stationärem Gewebe ist die Quermagnetisierung linear zur Stärke des eingesetzten Gradienten und kann durch einen exakt gegensätzlich ausgerichteten Gradienten wieder vollständig aufgehoben werden. Somit tritt keine Nettophasenverschiebung für Spins in stationärem Gewebe auf und diese stellen sich entsprechend signalarm dar. In nicht stationärem Gewebe ändert sich die Quermagnetisierung proportional zur Flussgeschwindigkeit bzw. Intensität und Dauer des Gradienten und kann durch einen entsprechend gegensätzlich ausgerichteten Gradienten auch nicht rephasiert werden. Fließendes Blut erscheint somit signalreich und zusätzlich zur rein anatomischen Darstellung des Gefäßbaums kann der Blutfluss bzw. die Flussgeschwindigkeit außerdem quantifiziert werden. Zum Ausgleich von Magnetfeld-inhomogenitäten erfolgt, analog zur DSA, eine Bildakquisition mit flusskompensierten Gradientenpulsen aus der ein sog. „Leerbild“ errechnet wird, das anschließend von den Bildakquisitionen mit Blutfluss subtrahiert wird (Wheaton und Miyazaki 2012).

Außerdem kann durch die Wahl des Gradientenimpulses die Sensitivität in Bezug auf die Blutflussgeschwindigkeit vorab bestimmt werden, so dass Blutanteile, die eine bestimmte Flussgeschwindigkeit (=Grenzgeschwindigkeit) aufweisen mit maximaler Signalintensität dargestellt werden. Im Vergleich dazu erscheinen Blutanteile, die langsamer oder schneller fließen, signalärmer. Bei einer entsprechend niedrigen Grenzgeschwindigkeit ist auch eine zuverlässige Venendarstellung möglich, weshalb die 3D-PC-MRA in der klinischen Routine v. a. zur kontrastmittelfreien Untersuchung der venösen intrakraniellen Blutleiter verwendet wird. Flussquantifizierungen mit Hilfe der PC-MRA sind in zahlreichen Gefäßterritorien möglich und verbessern beispielsweise die Beurteilung von Nierenarterienstenosen oder kongenitalen Herzvitien (Lanzman et al. 2011).

Der erste Bilddatensatz wird während eines schnellen arteriellen Blutflusses, respektive in der Systole generiert. Schnell fließendes arterielles Blut erscheint hierbei signalarm, während langsam fließendes arterielles Blut, z. B. i. R. v. Stenosen oder Thrombosen, und venöses Blut signalreich zur Darstellung kommen. Der zweite Datensatz wird bei langsamem Blutfluss in der Diastole aufgenommen, wodurch das langsam fließende arterielle und venöse Blut jeweils signalreich erscheint. Die anschließende Subtraktion beider Bilddatensätze ermöglicht eine reine arterielle Gefäßdarstellung und reduziert den anatomischen Hintergrund.

Ein Nachteil der Sequenztechnik sind Flussartefakte, die bei zu schnellem Blutfluss im Zentrum des Blutstroms auftreten und zu intraluminalen Signalauslöschungen führen. Außerdem müssen bei seitendifferentem Blutfluss, der oft poststenotisch i. R. e. pAVK auftritt, die Becken-Beinarterien beider Seiten nacheinander untersucht werden, wodurch sich die Untersuchungsdauer verdoppelt (Miyazaki und Akahane 2012; Wheaton und Miyazaki 2012).

Die nicht-invasive bSSFP-MRA nutzt sehr kurze Repetitions- und Echozeiten, sowie alternierende bzw. refokussierende Gradientenpulse, um eine nahezu kontante Quermagnetisierung über die gesamte Sequenzlänge in allen drei Raumrichtungen zu generieren. Balanced SSPF-Sequenzen sind hochauflösend und zeichnen sich durch das höchste Signal-zu-Rausch-Verhältnis von allen bekannten Bildgebungsmethoden aus, d. h. trotz der hohen Auflösung kann sehr viel Signal für die Bildberechnung genutzt werden, wobei das gleichzeitig auftretende, störende Bildrauschen bedingt durch die Brown`sche Molekularbewegung sehr gering ist.

Weitere Vorteile der bSSFP-Sequenz sind die verhältnismäßig kurze Akquisitionsdauer, die relative Robustheit gegenüber Blutflusseffekten, sowie der T2/T1-gewichtete Bildkontrast, durch den arterielles und venöses Blut ohne zusätzliche KM-Applikation signalreich bzw. mit deutlichem Kontrast zu den meisten Umgebungsgeweben dargestellt wird. Einzige Ausnahme in diesem Zusammenhang stellt das Fettgewebe dar, das in bSSFP-Sequenzen ebenfalls hyperintens erscheint, weshalb für die Untersuchung von Gefäßregionen, die in Fettgewebe eingebettet sind, eine zusätzliche Fettsättigung nötig ist. Balanced SSFP-Sequenzen sind außerdem anfällig für Magnetfeldinhomogenitäten, die sich in Form von bandförmigen Signalauslöschungen manifestieren (Benkert et al. 2015).

Anwendungsbereiche der bSSFP-MRA umfassen die schnelle Differenzierung von Thrombus und Gefäßlumen bei Aortenaneurysmen, die kontrastmittelfreie Untersuchung von Transplantatnierenarterien und das Screening auf bzw. die Detektion von Nieren- oder Pulmonalarterienstenosen (Leiner 2005; Lanzman et al. 2011).

Es handelt sich hierbei um eine – wenn korrekt durchgeführt – sehr exakte und intensiv evaluierte 3D-Methode, die optimal an den Patienten und die Indikationsstellung angepasst werden kann. Die Nachverarbeitung der Bilddaten zu MIPs ermöglicht einen Bildeindruck ähnlich der DSA.

Schwerwiegendster Nachteil des Verfahrens ist die KM-Applikation und die damit verbundenen Risiken und Kosten.

Grundvoraussetzung für eine optimale Bildqualität sind die Verwendung von Oberflächenspulen und die exakte 3D-Planung des Untersuchungsareals anhand des „Localizers“, meist einer TOF- oder bSSFP-Sequenz mit geringer Auflösung und dicker Schichtführung. Anatomische Besonderheiten, wie z. B. ein Cross-over Bypass oder Stenosen, die in den nachgeschalteten Gefäßsegmenten zu einer entsprechenden Blutflussverzögerung führen, müssen hierbei berücksichtigt werden. Außerdem muss die Bildakquise mit dem Höhepunkt der intraarteriellen KM-Anreicherung abgestimmt werden, welche wiederum von der Injektionsgeschwindigkeit, dem verabreichten Gd- bzw. nachfolgendem NaCl-Volumen und der Herzleistung abhängt. Empfohlen werden derzeit 0,1–0,3 mmol/kg Körpergewicht. Nur bei exakter Synchronisation, entweder mittels Test-Bolus- oder Bolus-Tracking-Technik, können eine insuffiziente arterielle Kontrastierung und eine Überlagerung der Arterien durch bereits kontrastierte venöse Gefäße vermieden werden.

Anhand des Test-Bolus kann die optimale Verzögerung zwischen KM-Applikation und Scanstart exakt bestimmt werden. Nach der Gabe von 1–3 ml KM und 25–35 ml NaCl wird anhand wiederholter Bildaufnahmen (alle 1–2 Sek.) die Zeit bis zur Ankunft des Test-Bolus in der Zielregion, meist der infrarenalen Aorta, gemessen. Nachteile dieser sehr exakten Technik sind die spätere venöse Überlagerung und die erhöhte KM-Dosis. Deswegen gilt die Echtzeit-Bolus-Tracking-Technik, bei der das gesamte KM- und NaCl-Volumen vollständig injiziert und gleichzeitig die Ankunft des KMs in der Zielregion durch sequenzielle Bildakquisition mit niedriger Auflösung ermittelt wird, mittlerweile als Methode der Wahl. Sobald eine Anreicherung zu erkennen ist, wird der tatsächliche CE-MRA-Scan gestartet.

Problematisch sind in diesem Kontext durch den Patienten verursachte Bewegungsartefakte, die zu einer Diskordanz zwischen der initial akquirierte Leeraufnahme und den KM-verstärkten Bildern führt. Die selektive Unterdrückung des Fettgewebssignals durch vorgeschaltete Sättigungsimpulse, ist zwar alternativ möglich, wird aber nicht empfohlen, weil sie die Scanzeit verlängert und die Auflösung reduziert.

V.a. an Unterschenkel und Fuß kommt es häufig zur Überlagerung der Arterien durch bereits kontrastierte Venen, insbesondere bei Patienten mit chronischen Weichteilinfektionen im Rahmen einer höhergradigen pAVK, AV-Malformationen und Diabetes Mellitus. Vermieden werden kann dies z. B. durch eine schnellere oder zeitaufgelöste Bildakquise oder durch die separate Untersuchung von Unterschenkel und Fuß nach erneuter KM-Applikation, wodurch sich allerdings die Gesamtdosis erhöht und die Untersuchung verlängert. Alternativ kann die Scanzeit durch eine zentrische k-Raumfüllung verkürzt werden, dabei werden die Kontrast-kodierenden Echos in der k-Raum-Mitte auf Kosten der Auflösung-kodierenden Signale der k-Raum-Peripherie bevorzugt (Leiner 2005) (siehe Abb. 2).

Da mindestens drei Bildpixel quer durch das axiale Gefäßlumen erforderlich sind, um eine Gefäßstenose mit einem systematischen Fehler von unter 10 % quantifizieren zu können, ergeben sich für die einzelnen Gefäßabschnitte spezifische Anforderungen hinsichtlich der räumlichen Auflösung wobei gleichzeitig das Bildrauschen möglichst gering bleiben soll. Generell gilt, dass möglichst isotrope Voxel akquiriert werden sollten, da es sonst in den Rekonstruktionen zu Verzerrungen kommt. Empfohlen werden derzeit Voxel mit einer Auflösung von 4–5 mm³ für die Untersuchung der aortoiliacalen Strombahn, mit 3–4 mm³ für den Oberschenkel, mit 1 mm³ für Mesenterial- und Unterschenkelgefäße und 1 mm³ bzw. 0,5 mm³ für supraaortale extra- bzw. intrakranielle Gefäße.

Die Indikation zur CE-MRA umfasst die Karotisplaquebildgebung bzw. die zeitaufgelöste Untersuchung der supraaortalen extra- und intrakraniellen Gefäße, die Evaluation mesenterialer, renaler, hepatischer und portaler anatomischer Varianten, Thrombosen, Aneurysmen und Fehlbildungen, die prä- und postoperative Evaluation von Transplantat- und Tumorgefäßen, die Detektion und Quantifizierung von Nieren- bzw. Mesenterialarterienstenosen, die Beurteilung aortaler, iliakaler und peripherer Aneurysmen, das Screening und die Verlaufskontrolle einer pAVK einschließlich Bypassdarstellung und Stenosequantifikation, sowie die Beurteilung von Vaskulitiden der großen und mittleren Gefäße bzw. von angeborenen Gefäßmissbildungen z. B. i. R. e. Neurofibromatose (Leiner 2005; Yuan und Parker 2016; Mandell et al. 2017).

Die Black-Blood-Technik stellt eine Weiterentwicklung der TSE-Technik dar.

weshalb sich Black-Blood-Sequenzen v. a. zur Evaluation von degenerativen oder entzündlichen Prozessen der Gefäßwand eignen Abb. 3.

Initial wurde das Verfahren als 2D-Technik für die Karotisplaquebildgebung etabliert, war jedoch limitiert durch verhältnismäßig lange Scanzeiten und kleine Scanareale (Fan et al. 2010). Weiterentwicklungen zur hochauflösenden 3D-Technik mit isotropen Voxeln, kürzeren Akquisitionszeiten und höherer Signalstärke bzw. Auflösung erweitern den Anwendungsbereich dieser Sequenztechnik enorm und ermöglichen z. B. die nicht-invasive Beurteilung der Aorta und ihrer großen Abgänge i. R. v. Vaskulitiden, oder Aneurysmen (siehe Abb. 3).

Im Gegensatz dazu ist das „Arterial Spin-Labeling“ (ASL) keine eigenständige Sequenztechnik, sondern ein weiteres, kontrastmittelfreies Verfahren zur selektiven Darstellung des intaluminalen Blutflusses, das mit bSSFP- oder TSE-Sequenzen kombiniert werden kann. Grundprinzip sind hier zwei sequenzielle Bilddatenakquisitionen nach nicht-selektiver und selektiver Inversion der Zielschicht. Infolgedessen weisen alles Spins innerhalb der Zielschicht ein identisches Signalverhalten auf und werden im Subtraktionsbild entsprechend neutralisiert. Nicht-stationäres Gewebe hingegen ist nur dem nicht-selektiven Inversionpuls ausgesetzt ist und erscheint in den Subtraktionsbildern beider Datensätze entsprechend signalreich. Vorteil dieser Technik ist, dass sie auch eine kontrastmittelfreie dynamische Gefäßdarstellung erlaubt (Lanzman et al. 2011).

wodurch wiederum die Bildqualität beeinträchtigt und die diagnostische Aussagekraft gemindert werden. Die Verwendung von Oberflächenspulen z. B. bei der Becken-Bein-Angiografie, und die notwendige Hals-Kopfspule zur Darstellung der supraaortalen Gefäße können auf Grund ihres Gewichts bzw. ihrer Konfiguration eine bestehende Klaustrophobie oder anderweitige Angststörung aggravieren.

Sie äußern sich in Form von Kopfschmerzen, Übelkeit, Hautreaktionen oder einem metallischen Geschmack.

Das NSF-Risiko für Patienten mit einer terminalen Niereninsuffizienz liegt einer aktuellen Metaananalyse zufolge bei ca. 0,07 % (Woolen et al. 2020). Darüber hinaus ist die Nierenfunktionseinschränkung eine häufige Komplikation verschiedenster entzündlicher oder degenerativer Arteriopathien und ein Risikofaktor für die Kontrastmittel-assoziierte akute Nierenschädigung, welche durch einen Anstieg des Serum-Kreatinin >26.5 μmol/l oder auf das 1.5-fache der Baseline innerhalb von 48–72 h nach KM-Exposition bei Fehlen anderer möglicher Ätiologien definiert wird. Die aktuell gültige Leitlinie der European Society of Urogenital Radiology (ESUR) hat hierfür entsprechende Vorkehrungsmaßnahmen und Risikobewertungen zusammengefasst (van der Molen et al. 2018a, b). Im Zweifelsfall sollte durch die Anwendung nativer MRA-Sequenzen auf eine KM-Applikation verzichtet werden (siehe Abb. 4).

Im Zusammenhang mit MR-KM muss außerdem das derzeit häufig diskutierte und 2014 erstmals beschriebene Phänomen der intrazerebralen Gd-Ablagerung nach wiederholten MR-KM-Gaben erwähnt werden. Eine 2017 veröffentlichte Metaanalyse bestätigt den Effekt der verzögerten Ausscheidung und somit einer Abspaltung und Ablagerung von Gd im Zusammenhang mit linearen MR-KMs (z. B. Gadodiamid, Gadopentetat-Dimeglumin) (Runge 2017). Als wichtigster Einflussfaktor der Verweildauer wird hierbei die thermodynamische Stabilität genannt.

Darüber hinaus sind bisher keine spezifischen klinischen Symptome bzw. toxische Effekte im Zusammenhang mit der Gd-Akkumulation in verschiedensten menschlichen Geweben, wie Haut, Knochen und grauer Substanz, nachgewiesen worden. Tierstudien konnten jedoch zeigen, dass eine Nierenfunktionseinschränkung bzw. eine erhöhte KM-Dosis das Risiko für Gd-Ablagerungen steigern. Speziell für Gadodiamid wurden in Ratten auch kutane toxische Effekte in Form von Alopezie, Hyperpigmentation bzw. epi/dermalen Läsionen beobachtet.

im Speziellen für die Produkte Gadodiamid, Gadoversetamid, Gadopentetat-Dimeglumin und Gadobensäure. Einzige Ausnahmen sind Gadoxetsäure und Gadoxetate Disodium, welche in reduzierter Dosis weiterhin als leberspezifische KMs für entsprechende Indikationen zur Verfügung stehen. Die Europäische Kommission hat das Gutachten der EMA für rechtsverbindlich erklärt. National umgesetzt wurde der Beschluss vom Bundesinstitut für Arzneimittel und Medizinprodukte (BfArM) zum 28.02.2018.