Magnetresonanzangiographie: aktueller Stand und künftige Richtungen

Die klinischen Anwendungen der Magnetresonanzangiographie (MRA) nehmen rapide zu, da die technologischen Fortschritte sowohl bei der Hardware als auch bei den bildgebenden Verfahren frühere Beschränkungen überwinden und die Risiken intravenöser Kontrastmittel und wiederholter ionisierender Strahlenbelastung für Arzt und Patient immer deutlicher werden. Die Magnetresonanztomographie (MRT) hat den Vorteil, dass sie sich auf die intrinsischen magnetischen Eigenschaften von Körpergeweben und Blut in einem externen Magnetfeld stützt, um ein Bild zu erzeugen, ohne dass ionisierende Strahlung oder nephrotoxische Kontrastmittel erforderlich sind. Mit der zunehmenden Verfügbarkeit und dem Einsatz von 3,0-Tesla (T)-Magneten, die 2002 von der FDA zugelassen wurden, und optimierten Impulsfolgen können qualitativ hochwertige Bilder mit hervorragender räumlicher Auflösung in kürzeren Scanzeiten und mit weniger oder gar keinen Kontrastmittelinjektionen erzielt werden. In diesem Manuskript geben wir einen Überblick über die jüngsten Entwicklungen (1) bei der Durchführung von MRA bei 3,0 T, einschließlich der kontrastverstärkten MRA mit niedriger Dosis (CE), und (2) bei neuen MRA-Techniken ohne Kontrastmittel (NCE).

MRA bei 3,0 T

Bei 3,0 T werden doppelt so viele Protonen auf das Magnetfeld ausgerichtet wie bei 1,5 T, was zu einem theoretisch verdoppelten Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) führt. Dieser Gewinn an SNR kann genutzt werden, um die räumliche Auflösung zu erhöhen, die Aufnahmezeit zu verkürzen oder eine Kombination aus beidem zu erreichen, um die gleichen SNR-Eigenschaften wie bei 1,5T in kürzerer Zeit zu erzielen. Eine höhere räumliche Auflösung ermöglicht eine bessere Sichtbarkeit von Läsionen, und schnellere Erfassungszeiten tragen zur Verringerung von Bewegungsartefakten bei und verringern die Anforderungen an das Anhalten des Atems. Darüber hinaus ist die kontraststeigernde Wirkung von Gadolinium (Gd) auf den Gefäßhintergrund bei 3,0T noch ausgeprägter, was zu kontrastreicheren Bildern führt und daher geringere Dosen von Gd-basierten Wirkstoffen erfordert, um eine ähnliche Bildqualität wie bei niedrigeren Feldstärken zu erreichen (Abbildung 1).

Typischerweise werden CE-MRA-Techniken häufiger eingesetzt als NCE-MRA-Techniken. Zu den Vorteilen der CE-MRA gegenüber anderen MRA-Techniken, wie z. B. Time-of-Flight (TOF) und Phasenkontrast (PC), gehören kürzere Erfassungszeiten, eine bessere anatomische Abdeckung und eine geringere Anfälligkeit für Artefakte, die durch den Blutfluss und die Pulsatilität verursacht werden. Um eine kombinierte arterielle und venöse Anreicherung zu vermeiden, sind kürzere Aufnahmezeiten erforderlich, um rein „arterielle“ Phasenbilder zu erhalten. Dies kann durch Akquisitionen mit paralleler Bildgebung oder zeitaufgelöste Techniken erreicht werden. Bei 3,0T kann der Gewinn an SNR höhere Beschleunigungsfaktoren bei der parallelen Bildgebung ermöglichen, um die Scanzeiten zu verkürzen und die räumliche Auflösung noch weiter zu verbessern.

Die 3,0T eröffnet zwar viele Möglichkeiten für die Zukunft der MRA, bringt aber auch eine Reihe neuer klinischer und technologischer Probleme mit sich, die gelöst werden müssen, bevor eine breite Anwendung möglich ist. Pulssequenzen, die für 1,5 T optimiert wurden, müssen möglicherweise für 3,0 T-Anwendungen angepasst werden. Darüber hinaus erhöht die hohe Magnetfeldstärke die Energiedeposition im Patienten und die Feldinhomogenität, wie weiter unten erörtert wird.

Kontrastverstärkte MRA bei 3,0T

Obwohl Gadolinium-basierte Mittel eine ausgezeichnete Sicherheitsbilanz aufweisen, haben Berichte, die Gadolinium mit nephrogener systemischer Fibrose in Verbindung bringen, das Interesse an „niedrig dosierter“ CE-MRA und NCE-MRA neu entfacht. Darüber hinaus tragen niedrig dosierte Kontrastmittel dazu bei, die Kosten für die Durchführung von CE-MRA zu senken. Gadoliniumchelate sind paramagnetische Verbindungen, die die T1- und T2-Relaxationszeiten durch Störung der Spin-Gitter- bzw. Spin-Spin-Wechselwirkungen verkürzen. Diese Wirkungen von Gd auf Körpergewebe werden durch eine erhöhte Magnetfeldstärke relativ wenig beeinträchtigt. Obwohl die T1-Relaxationszeiten des Körpergewebes bei 3,0 T verlängert werden, bleiben die T1-Relaxationszeiten von Gd-Kontrastmitteln bei höheren Magnetfeldstärken relativ unverändert. Dies führt zu einer spürbaren Erhöhung des Kontrast-Rausch-Verhältnisses (CNR) zwischen Blutpool und Hintergrund im Vergleich zu 1,5 T. Der Anstieg des CNR bei 3,0T kann genutzt werden, um die Bildqualität bei gleicher Kontrastmittelmenge zu verbessern oder die Menge des injizierten IV-Kontrastmittels im Vergleich zu einem ähnlichen Scan bei 1,5T zu verringern (Abbildung 2). Tomasian et al. haben kürzlich gezeigt, dass bei der 3,0T-MRA der supraaortalen Arterien eine Verringerung der Kontrastmittelmenge von 0,15 auf 0,05 mmol/kg weder die Bildqualität noch die Aufnahmegeschwindigkeit oder die räumliche Auflösung beeinträchtigt. Arterielle Verschlusskrankheiten wurden von beiden Untersuchern nahezu gleich gut erkannt, ohne dass es einen signifikanten Unterschied bei den Arterien-Definitionswerten gab.

CE-MRA hat sich als nicht-invasive Alternative zur konventionellen Angiographie bei der Beurteilung von peripheren Gefäßerkrankungen etabliert und kann eine Alternative zur CTA für die Diagnose einer akuten Lungenembolie sein. Die MRA der unteren Extremitäten ist in der Regel mit den höchsten Kontrastmittelprotokollen aller MR-Bildgebungsverfahren verbunden, wobei häufig eine doppelte Dosis (0,2 mmol/kg) oder mehr an Gd-Kontrastmittel verabreicht werden muss. Es hat sich gezeigt, dass die Menge an Gd-Kontrast, die bei 3,0 T für die MRA der unteren Extremitäten benötigt wird, auf bis zu ein Drittel der bei 1,5 T verwendeten Dosis reduziert werden kann (d. h. von 0,3 mmol/kg auf 0,1 mmol/kg). Die resultierenden Bilder mit niedrigeren Kontrastmitteldosen wiesen eine bessere arterielle Definition auf als hochdosierte Bilder, was vermutlich auf ein geringeres Resthintergrundsignal von der anfänglichen Kontrastmittelinjektion und eine geringere venöse Kontamination zurückzuführen ist.

Die Qualität der renalen CE-MRA bei 3,0T wurde ebenfalls mit niedrig dosiertem Gd untersucht. Attenberger et al. wiesen die gleiche Bildqualität für die Beurteilung der Nierenarterien nach, indem sie 0,1 mmol/kg Gadobenatdimeglumin bei 3,0T mit 0,2 mmol/kg Gadobutrol bei 1,5T verglichen. Kramer et al. verglichen niedrig dosiertes (0,1 mmol/kg) Gadopentetatdimeglumin bei 3,0T mit konventioneller digitaler Subtraktionsangiographie (DSA) zur Beurteilung von Nierenarterienstenosen bei 29 Patienten und erzielten Bilder von guter bis ausgezeichneter Qualität mit einer Sensitivität und Spezifität von 94 % bzw. 96 %. Diese Ergebnisse deuten darauf hin, dass die Kontrastmitteldosis bei 3,0T in der derzeitigen Praxis wahrscheinlich höher ist als erforderlich und gesenkt werden kann, ohne dass sich dies negativ auf die räumliche Auflösung oder die Gesamtbildqualität auswirkt.

Die derzeitigen CE-MRA-Techniken mit herkömmlichen Gd-Kontrastmitteln sind dadurch eingeschränkt, dass die Bilder während des ersten Durchlaufs des Kontrastmittels durch die interessierenden Gefäße relativ schnell aufgenommen werden müssen. Neuere intravaskuläre Kontrastmittel auf Gd-Basis können dazu beitragen, diese Einschränkungen zu überwinden. Gadofosveset Trinatrium, ein proteinbindendes intravaskuläres Kontrastmittel, das vor kurzem die FDA-Zulassung für die CE-MRA der aorto-iliakalen Segmente erhalten hat, unterscheidet sich von anderen Kontrastmitteln auf Gadoliniumbasis durch eine wesentlich längere intravaskuläre Lebensdauer und eine höhere Relaxivität. Gadofosveset erfordert eine geringere Gesamtkontrastmenge (Abbildung 3) und verlängert das Bildgebungsfenster auf bis zu 60 Minuten oder mehr. Die Bilder können dann während der Steady-State-Phase nach der Verabreichung von intravenösem Kontrastmittel aufgenommen werden, was längere Scanzeiten für die Aufnahme von CE-MRA-Bildern mit sehr hoher räumlicher Auflösung ermöglicht. In einer Studie von Klessen et al. wurde gezeigt, dass 10 ml Gadofosveset Trinatrium qualitativ bessere Bilder mit höherem arteriellen Kontrast im Vergleich zu 30 ml Gadopentetat-Dimeglumin liefern. Es wird vermutet, dass eine weitere Optimierung des Injektionsprotokolls die in dieser Studie gefundenen Ergebnisse weiter verbessern könnte.

Parallele Bildgebung bei 3,0T

Die parallele Bildgebung verbessert die Vorteile von 3,0T noch weiter, indem der interessierende Bereich als Gegenleistung für eine erhöhte Bildaufnahmegeschwindigkeit unterabgetastet wird. Die parallele Bildgebung wurde bei der CE-MRA angewandt, um die Scanzeit zu verkürzen und die räumliche Auflösung zu verbessern, indem die anatomische Abdeckung verbessert und Aliasing-Artefakte durch den Einsatz von Mehrkanalspulen entfernt wurden (Abbildung 4). Die einzelnen Spulen, die unterschiedliche räumliche Empfindlichkeiten haben, werden verwendet, um das MR-Signal nach einem einzigen Hochfrequenzimpuls (HF) gleichzeitig zu empfangen. Dies ermöglicht eine schnellere Bildakquisition mit weniger Bewegungsartefakten, weniger HF-Anregungsimpulsen und einer geringeren Energiebelastung für den Patienten, aber es kommt zu einem gewissen Aliasing aufgrund fehlender k-Raum-Daten infolge der Unterabtastung. In einer Studie von Fenchel et al. wurde gezeigt, dass eine qualitativ hochwertige CE-MRA mit integrierter paralleler Erfassungstechnik (iPAT2) und einer einzigen Kontrastmittelinjektion eine angemessene Bildqualität des gesamten arteriellen Gefäßsystems mit akzeptablen SNR- und CNR-Werten für Ganzkörperanwendungen in weniger als 60 Sekunden liefert. Die parallele Bildgebung kann auch die anatomische Abdeckung erhöhen. Lum et al. haben kürzlich den Einsatz einer zweidimensionalen, autokalibrierenden, parallelen Bildgebungstechnik (2D-ARC) zur Erhöhung des Abdeckungsgrads bei der abdominalen CE-MRA demonstriert. Die subjektive Bildqualität und die Gefäßauffälligkeit wurden bei gesunden Probanden und Patienten mit Verdacht auf eine renovaskuläre Erkrankung für die MRA mit und ohne 2D-ARC bewertet. Die Ergebnisse zeigen, dass die Bildqualität beider Methoden gleichwertig ist, wobei die 2D-ARC-MRA den Vorteil hat, dass das Bildgebungsvolumen um das 3,5-fache größer ist und der Bauchraum in der gleichen Aufnahmezeit vollständig erfasst wird. Mit derselben Technik kann auch eine hochauflösende MRA des gesamten Brustkorbs in kürzerer Zeit durchgeführt werden, was bei der Beurteilung von Patienten mit Verdacht auf Lungenembolie oder Kurzatmigkeit wichtig ist (Abbildungen 5 und 6).

Grenzwerte und Sicherheitsbedenken für CE-MRA bei 3,0T

Das stärkere Magnetfeld bei 3,0T führt zu erheblichen Herausforderungen und Einschränkungen, die noch nicht vollständig überwunden sind. Konstruktive und destruktive Interferenzen aufgrund der Inhomogenität des HF-Feldes und der erhöhten spezifischen Absorptionsrate (SAR) sind die Hauptprobleme bei der Bildgebung bei 3,0 T.

Die Inhomogenität des HF-Feldes kann zu Interferenzbereichen und zum Verlust der vollständigen anatomischen Abdeckung innerhalb des Bildfeldes führen. Bei 3,0T beträgt die Resonanzfrequenz von Protonen in Wasser 128 MHz und ist damit doppelt so hoch wie bei einem 1,5T-System, was bedeutet, dass sich die Hochfrequenzwellenlänge von 52 cm auf 26 cm halbiert. Diese verkürzte Wellenlänge kann die Dimensionen des Sichtfeldes für die Bildgebung von Bauch und Becken überspannen, was bei Personen mit einem großen Körperhabitus häufiger vorkommt. Wenn sich zwei HF-Wellen im Bildgebungsfeld überlagern, kann es durch konstruktive oder destruktive Interferenz zu Aufhellungen bzw. Verdunkelungen kommen. Ein ähnliches Artefakt kann bei Personen mit großen Flüssigkeitsmengen im Bauchraum auftreten (z. B. bei Aszites oder Schwangerschaft). In der Flüssigkeit zirkuliert unter dem starken Magnetfeld elektrischer Strom, der mit den HF-Feldimpulsen interferiert, was zu Interferenzen führt. Fortschritte in der Spulenkonstruktion, wie z. B. Multicoil-Sendespulen, können Wirbelströme unterdrücken und die Homogenität des HF-Feldes bei höheren Feldstärken verbessern. Neben einem verbesserten Spulendesign haben neue Impulsfolgen wie dreidimensionale maßgeschneiderte HF-Impulse die Homogenität der Hochfrequenzanregung nachweislich verbessert.

HF-Impulse übertragen Energie auf Protonen im Patienten und erzeugen letztlich Wärme als Nebenprodukt der Energieabgabe. Die im Patienten erzeugte Wärme kann schädliche physiologische Auswirkungen haben und wird im Rahmen der Bildgebung sorgfältig überwacht, wobei die FDA derzeit einen Grenzwert von 4 W/kg für den gesamten Körper über einen Zeitraum von 15 Minuten festlegt. Die SAR gibt einen Schätzwert für die durch den HF-Puls im Gewebe deponierte Energie an und nimmt mit dem Quadrat der Resonanzfrequenz zu. Bei 3,0T ist die Resonanzfrequenz doppelt so hoch wie bei einem 1,5T-System, so dass sich die SAR um das Vierfache erhöht. Derzeit werden modifizierte Pulssequenzen, Aufnahmetechniken und Hardware-Designs entwickelt, um den erhöhten SAR-Wert bei höheren Feldern in den Griff zu bekommen. Die parallele Bildgebung stellt ebenfalls eine wichtige Lösung für dieses Problem dar, da die mehreren Detektorspulen, die zur gleichzeitigen Erfassung einer größeren anatomischen Region verwendet werden, sowohl die Erfassungszeit verkürzen als auch die Anzahl der für die Erfassung eines Bildes erforderlichen HF-Impulse verringern.

Nicht kontrastverstärkte Magnetresonanzangiographie (NCE-MRA)

Die weit verbreitete Anwendung der NCE-MRA wurde durch die verlängerten Erfassungszeiten und Bewegungsartefakte eingeschränkt, die die CE-MRA begünstigen. Mehrere Faktoren haben jedoch zu einem erneuten Interesse an NCE-MRA-Methoden beigetragen, darunter Verbesserungen der MR-Hardware und -Software sowie Bedenken hinsichtlich der Sicherheit von Kontrastmitteln auf Gadoliniumbasis bei Hochrisikopatientengruppen. Letzteres ist besonders besorgniserregend, da bei Patienten mit mäßiger bis schwerer Niereninsuffizienz und Gefäß- oder Stoffwechselstörungen das Risiko besteht, die schwächende und möglicherweise lebensbedrohliche Krankheit der nephrogenen systemischen Fibrose (NSF) zu entwickeln. Eine kürzlich durchgeführte Meta-Analyse von Agarwal et al. ergab, dass die Wahrscheinlichkeit, an NSF zu erkranken, bei Patienten mit chronischer Nierenerkrankung (N = 79/1393, 5,7 %), die Gadolinium erhielten, 27-mal höher war als bei Kontrollpersonen mit chronischer Nierenerkrankung (N = 3/2953, 0,1 %), die kein Gadolinium erhielten. Dies stellt eine große Herausforderung für die Bildgebung dar, da das metabolische Syndrom, Diabetes und Nierenerkrankungen jedes Jahr einen größeren Anteil der Bevölkerung betreffen. Außerdem kann es Situationen geben, in denen eine NCE-MRA aufgrund eines schwierigen IV-Zugangs oder einer Kontraindikation für IV-Kontrastmittel vorzuziehen ist. Die hochauflösende CE-MRA erfordert in der Regel einen großkalibrigen IV-Katheter, der bei übergewichtigen Patienten oder Patienten mit schlechten Venen schwer zu platzieren sein kann, und IV-Kontrastmittel werden in der Regel während der Schwangerschaft nicht verabreicht, da in Tierstudien teratogene Wirkungen beobachtet wurden.

NCE-MRA ist seit den Anfängen der MR-Bildgebung verfügbar und wird routinemäßig für die intrakranielle Bildgebung verwendet. Sie wurde auch für den Einsatz bei koronaren, thorakalen, renalen und peripheren Gefäßerkrankungen validiert. In einer kürzlich erschienenen Übersichtsarbeit kamen Provenzale et al. zu dem Ergebnis, dass die MRT in Kombination mit der MRA im Vergleich zur CTA bei Karotis- und Wirbelsäulendissektionen eine ähnliche diagnostische Qualität aufweist, ohne dass eine der beiden Methoden eindeutig überlegen ist. Die TOF-MRA wurde auch mit der Computertomographie-Angiographie (CTA) und der digitalen Subtraktionsangiographie (DSA) bei der Verfolgung behandelter zerebraler Aneurysmen verglichen und hat eine hohe Sensitivität bei der Erkennung des Restflusses innerhalb des Aneurysmas.

Die koronare MRA wurde in erster Linie bei 1,5T validiert, aber ihr klinischer Einsatz wurde durch die Einschränkungen bei der Visualisierung von Erkrankungen des distalen Segments und kleiner Äste sowie durch die weit verbreitete Einführung der koronaren CTA eingeschränkt. Die koronare MRA spielt jedoch nach wie vor eine Rolle bei der Beurteilung anomaler Koronararterienursprünge (Abbildung 7), insbesondere bei pädiatrischen Patienten. Darüber hinaus kann die koronare MRA eine Rolle bei der Beurteilung von Patienten mit signifikanten Stenosen in Koronararteriensegmenten mit mäßiger bis starker Verkalkung spielen, da es bei Patienten mit hohen Kalziumwerten vermehrt zu Artefakten und Schwierigkeiten bei der Visualisierung von Stenosen mit der CTA kommt. Darüber hinaus kann der verbesserte SNR bei 3,0T die Sichtbarkeit distaler Koronararteriensegmente erhöhen und die kürzere Bildgebungszeit kann die Bildschärfe verbessern. Aufgrund der erhöhten Artefakte bei SSFP-Sequenzen bei 3,0T wurden kontrastverstärkte koronare MRA-Methoden mit vielversprechenden ersten Ergebnissen neu untersucht.

Time-of-Flight MRA

Time-of-Flight (TOF) ist die am häufigsten verwendete NCE-MRA-Technik, insbesondere für periphere und intrakranielle Anwendungen. TOF beruht auf der Unterdrückung des Hintergrundsignals durch schnelle, scheibenselektive Hochfrequenz-Anregungsimpulse, die das Signal von ruhendem Gewebe sättigen, was zu einer Unterdrückung des Hintergrundsignals führt. Da das venöse Signal möglicherweise die Sicht auf die angrenzenden Arterien verdecken könnte, wird der venöse Fluss in der Regel selektiv unterdrückt, indem ein Sättigungsband auf der venösen Seite der Bildgebungsschicht angelegt wird, um das Signal beim Eintritt in die Bildgebungsschicht auszuschalten. Das gleiche Prinzip kann auf das Zwerchfell während der Atmung und das Herz während des Herzzyklus angewandt werden. In Gewebeebenen mit hoher Fließgeschwindigkeit ist das einströmende Blut frei von dem Erregungsimpuls, der das Hintergrundgewebe sättigt, was zu einer starken Signalintensität führt. Langsamer Blutfluss oder Stase, retrograde Füllung, gewundene Gefäße oder Gefäße in derselben Ebene wie die Bildebene führen zu einer Sättigung des Blutflusses im Bildvolumen und zu einer schlechten Gefäßdarstellung.

TOF-Akquisitionen können mit 2D- oder 3D-Sampling durchgeführt werden, wobei 3D TOF aufgrund der gewundenen Natur des Arterienbaums, der Tendenz zum Fluss innerhalb der Bildebene und der Notwendigkeit einer hohen räumlichen Auflösung am häufigsten für intrakranielle Gefäße verwendet wird. Die 2D-TOF-Angiographie wird klinisch häufiger zur Beurteilung der Karotisarterien (Abbildung 8) und der peripheren Gefäße (Abbildung 9) verwendet, die orthogonal zur Bildebene ausgerichtet sind. Während die Sättigung der Protonen in den Gefäßen in der Ebene die größte Einschränkung der TOF ist, kann sie durch die Verwendung von progressiv ansteigenden Flipwinkeln durch den Slab überwunden werden, um die Sättigung des Blutes, das in den Slab fließt, zu kompensieren, und durch die multiple überlappende dünne Slab-Akquisition (MOTSA), die das Bildvolumen als mehrere dünne 3D-Slabs erfasst und eine geringere Signalsättigung als bei einer 3D-Akquisition mit einem Volumen aufweist.

ECG-Gating wurde erfolgreich bei CE-MRA-Techniken in der thorakalen Aorta eingesetzt, wo Herzbewegungen zu einer Unschärfe der Gefäßwand im aufsteigenden Teil der Aorta führen können. Für die Bildgebung der peripheren Arterien, bei denen der Blutfluss von der Phase des Herzzyklus abhängt, kann das systolische Gating verwendet werden, um die Bildaufnahme während des maximalen Blutflusses zu timen. Lanzman et al. beschreiben kürzlich den Einsatz einer vielversprechenden neuen EKG-gesteuerten 3D-NCE-MRA-Technik bei Patienten mit peripherer Arterienerkrankung, die eine angemessene Bildqualität und die Offenlegung signifikanter arterieller Stenosen in den unteren Extremitäten ohne die Notwendigkeit exogener Kontrastmittel zeigt.

Steady-State Free Precession MRA

Balancierte Steady-State Free Precession (SSFP)-Techniken sind für die NCE-MRA sehr beliebt, da der Bildkontrast durch das T2/T1-Verhältnis bestimmt wird, was zu inhärent hellen Blutbildern mit geringer Abhängigkeit vom Blutzufluss führt. Sowohl Arterien als auch Venen weisen bei der SSFP-MRA ein helles Signal auf, wodurch sich diese Technik gut für thorakale MRA-Anwendungen eignet (Abbildung 10), bei denen die Gefäße größer sind und die Beurteilung sowohl arterieller als auch venöser Strukturen wichtig ist (z. B. bei angeborenen Herzerkrankungen). In klinischen Szenarien, in denen venöse Signale die Interpretation der MRA beeinträchtigen können (z. B. bei der MRA der Nieren), können Techniken zur Unterdrückung des venösen Zuflusses auf SSFP-MRA-Techniken angewendet werden, um rein arterielle MRA-Bilder zu erhalten.

In einer retrospektiven Analyse von François et al. von 23 Patienten, die sich sowohl einer CE-MRA als auch einer 3D-SSFP der thorakalen Aorta unterzogen, war die Messung des Aortendurchmessers bei beiden Methoden im Wesentlichen gleich, wobei die Aortenwurzel mit der 3D-SSFP deutlich besser dargestellt wurde. In einer separaten Studie wurden CE-MRA und 3D-SSFP für die Beurteilung der Lungenvenen (PV) vor einer Radiofrequenzablation verglichen, und die 3D-SSFP-Bilder zeigten genaue Messungen des PV-Durchmessers mit besserem SNR und CNR. In einer Studie von Krishnam et al. wurde nachgewiesen, dass die frei atmende, EKG-gesteuerte SSFP-MRA der thorakalen Aorta im Vergleich zur CE-MRA bei 50 Patienten mit Verdacht auf eine Erkrankung der thorakalen Aorta die gleiche diagnostische Sensitivität und Spezifität aufweist. Unabhängige qualitative und quantitative Bildanalysen zeigten, dass beide Techniken hervorragende Sichtbarkeitsgrade aller Aortensegmente lieferten. Die SSFP-MRA zeigte eine bessere Sichtbarkeit der Aortenwurzel und wies höhere SNR- und CNR-Werte für alle Segmente auf, wobei der Patient während der Bildgebung frei atmen konnte.

3D-SSFP-MRA wurde auch zur Beurteilung der Nierenarterien eingesetzt. Maki et al. verglichen die 3D-SSFP-MRA mit der CE-MRA bei 1,5 T bei 40 Patienten und zeigten, dass die 3D-SSFP-MRA eine Sensitivität von 100 % und eine Spezifität von 84 % aufwies. In ähnlicher Weise untersuchten Wyttenbach et al. 53 Patienten mit Verdacht auf Nierenarterienstenose mit 3D SSFP und CE-MRA bei 1,5T, wobei die 3D SSFP MRA eine Sensitivität und Spezifität von 100 % bzw. 84 % aufwies. Eine Studie von Lanzman et al. verglich die Bildqualität und Sichtbarkeit von Nierenarterien bei 1,5T und 3,0T und zeigte einen signifikanten Gewinn an SNR und CNR bei 3,0T von 13-16 % bzw. 16-23 %, wobei die größte Verbesserung der mittleren Bildqualität bei den segmentalen Arterienästen zu verzeichnen war. Der Gewinn ist zwar signifikant, aber geringer als die theoretisch erwartete Verdopplung des SNR bei 3,0T, da SSFP auf den Kontrast des T2/T1-Verhältnisses angewiesen ist.

Arterielles Spin-Labeling (ASL) ist eine Technik, die mit SSFP kombiniert werden kann, um die Bildqualität durch verbesserte Unterdrückung des Hintergrundgewebes zu verbessern. Protonen vor dem Bildgebungsfeld werden mit einem Inversionsimpuls „markiert“, um Kontrast zu erzeugen. Das Hintergrundgewebe kann unterdrückt werden, indem das nicht markierte Bild vom markierten Blutbild in zwei Akquisitionen subtrahiert wird oder indem ein räumlich nicht selektiver Markierungsimpuls für das gesamte Bildgebungsfeld zusätzlich zu dem Markierungsimpuls für die interessierenden Arterien in einer einzigen Akquisition angewendet wird. ASL mit SSFP liefert bluthelle, venenfreie Bilder mit hohem SNR, die sich aufgrund der geringeren Empfindlichkeit gegenüber Strömungsartefakten besonders für die Bildgebung der Karotis- und Nierenarterien eignen (Abbildung 11). Das komplexe Gefäßsystem der Aorta im Verhältnis zu den Nierenarterien wird mit dieser Technik gut dargestellt, und erste klinische Erfahrungen haben sowohl bei gesunden Probanden als auch bei Patienten mit Nierenarterienstenose vergleichbare Ergebnisse wie die CE-MRA gezeigt (Abbildung 12). Unter Verwendung dieser Sequenz bei 67 Patienten mit Verdacht auf Nierenarterienstenose stellten Glockner et al. fest, dass SSFP in den meisten Fällen diagnostische Bilder lieferte, aber im Vergleich zu CE-MRA eine höhere Inzidenz falsch positiver und negativer Ergebnisse aufwies.

ASL ist dadurch eingeschränkt, dass sie sich auf die arterielle Geschwindigkeit stützt, um Blut in der Bildebene durch markiertes Blut zu ersetzen. In peripheren Arterien mit langsamerem Fluss kann sich der Zufluss von markiertem Blut dem T1 des umgebenden Gewebes annähern, wodurch der Markierungseffekt aufgehoben wird. Dies kann teilweise durch mehrere, dünnere Aufnahmen ausgeglichen werden, allerdings auf Kosten längerer Bildgebungszeiten.

Phasenkontrast-MRA

Phasenkontrast-MRA (PC) erzeugt ein Bild, indem ein bipolarer, geschwindigkeitscodierender Gradient während der Impulsfolge zweimal in entgegengesetzte Richtungen angelegt wird, was zu einer Netto-Phasenänderung von Null in stationärem Gewebe führt, während im sich bewegenden Blut eine Phasenänderung erfolgt, wodurch ein Signal erzeugt wird. Die Signalstärke ist proportional zur Geschwindigkeit des sich bewegenden Blutes und zur Stärke des bipolaren Flusskodierungsgradienten, der durch die Einstellung des Wertes für die Geschwindigkeitskodierung (Venc) vorgegeben wird. Der Venc-Wert beschreibt die maximale Geschwindigkeit, die ohne Aliasing genau kodiert werden kann, ähnlich wie bei der Doppler-Geschwindigkeitsmessung. Somit liefert die Phasenkontrast-MRA im Gegensatz zu TOF- und CE-MRA-Techniken neben den hämodynamischen Daten auch anatomische Bilder von Gefäßen über den Fluss. Der intravaskuläre Signalverlust bei der 3D-PC-MRA an und distal von einer hämodynamisch bedeutsamen Stenose (Abbildung 13) ist auf die intravoxelale Phasendispersion zurückzuführen, die mit dem turbulenten Fluss zusammenhängt, und kann zur Einschätzung der hämodynamischen Bedeutung von Stenosen verwendet werden. Mit der PC-MRA lassen sich die Richtung und die Geschwindigkeit des Flusses erkennen, und sie bietet im Vergleich zur TOF eine bessere Hintergrundunterdrückung. Ihre Anwendung wird durch längere Bildaufnahmezeiten und eine höhere Empfindlichkeit gegenüber Veränderungen der Geschwindigkeit und des Ausmaßes des Blutflusses während des Herzzyklus eingeschränkt. Bei 3,0T ist die Genauigkeit der Flussmessungen im Vergleich zu 1,5T zwar nicht höher, aber bei einer gegebenen VENC wird ein größeres Signal und weniger Rauschen gemessen. Dadurch kann die VENC erhöht werden, wodurch Aliasing-Artefakte in Regionen mit höherem Fluss reduziert werden, ohne das Bildrauschen insgesamt auf ein inakzeptables Niveau zu erhöhen.

Traditionell wurde die PC-MRA mit dreidirektionaler Geschwindigkeitskodierung ohne zeitliche Informationen durchgeführt, um ein „komplexes Differenz“-MR-Angiogramm zu erhalten. Bei diesem Ansatz wurde jede Aufnahme dreimal mit einer anderen Geschwindigkeitskompensationsrichtung und einmal ohne Flusskompensation wiederholt. Da für die 3D-PC-MRA vier Aufnahmen erforderlich sind, sind die Scanzeiten lang und das Bildgebungsvolumen begrenzt. Parallele Bildgebungstechniken und 3D-Radial-Undersampling oder Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction (VIPR) wurden eingesetzt, um die Scanzeit zu verkürzen, ohne die Abdeckung oder Auflösung zu beeinträchtigen. Darüber hinaus haben diese Techniken zur Beschleunigung der Bildaufnahme die Erfassung zeitlicher Informationen zusätzlich zur standardmäßigen 3D-PC-MRA-Erfassung ermöglicht, was zu einer vierdimensionalen (4D = dreidimensionale räumliche Kodierung, dreidirektionale Geschwindigkeitskodierung und Zeit) PC-MRA für eine Vielzahl von Gefäßanwendungen geführt hat. Während diese neueren 4D-PC-MRA-Sequenzen für die NCE-MRA verwendet werden können, liegt die zukünftige Richtung dieser Techniken in den zusätzlichen hämodynamischen Informationen, die sie liefern. Im Gegensatz zur konventionellen zweidimensionalen (2D) PC-MRA, bei der das zu untersuchende Gefäß vor dem Scannen bekannt sein muss und die Bildebene während der Untersuchung am Scanner festgelegt werden muss, ermöglichen die 4D-PC-MRA-Techniken die postpriorische Bewertung der Strömungsgeschwindigkeiten eines beliebigen Gefäßes innerhalb des Bildgebungsvolumens aus derselben Aufnahme. Darüber hinaus können mit den 4D-PC-MRA-Techniken die komplexen Strömungsmuster im kardiovaskulären System qualitativ bewertet (Abbildung 14) und verschiedene hämodynamische Parameter nichtinvasiv berechnet werden, darunter Druckgradienten, Wandschubspannung und oszillatorischer Stressindex. Die Umsetzung dieser Techniken in die klinische Routine wird derzeit durch unsere Fähigkeit begrenzt, die große Menge an Daten zu verarbeiten und zu interpretieren, die durch diese Sequenzen erzeugt werden.