Visual Universitätsmedizin Mainz

Bildbeispiele der Kardio-MRT

Links ein Bild einer Cine-MRT des Herzens im 4-Kammer-Blick. Rechts ein Bild einer First-Pass Myokar
Cine-MRT des Herzens im 4-Kammer-Blick
Bild einer First-Pass Myokardperfusions-Serie

Quantitative Bildgebung der Mikrozirkulation

Ausgehend von vorangegangenen Arbeiten in der quantitativen Hirn- und Tumor- Perfusionsbildgebung, haben Forscher des Bereiches Medizinsche Physik Protokolle und Methoden zur quantitativen Perfusionsbildgebung des Myokards entwickelt, sprich zur Bestimmung des Blutflusses des Herzmuskelgewebes (myokardialer Blutfluss, MBF) in der physiologischen Einheit mL/min/g Gewebe anstatt in willkürlichen Einheiten. Dies wird durch die dynamische kontrastmittelverstärkte MRT vor, während und nach Injektion eines paramagnetischen Kontrastmittels und anschließender Bildanalyse mit pharmakokinetischen Modellen realisiert. Selbstentwickelte Software wird für Patientenstudien [Schmitt 2002b] und Tierstudien [Schmitt 2005] verwendet. In einem Model mit akuter Ischämie des Myokards wurden MBF-Werte mittels MRT bestimmt und mit dem Goldstandard, fluoreszierende Microspheres, verglichen  [Schmitt 2005]. Alle Perfusionsstudien des Herzens wurden in enger Zusammenarbeit mit der Kardiologie (PD Dr. Horstick) und Radiologie (PD Dr. Kreitner) durchgeführt.

Korrelationsstudie
Korrelationsstudie in einem Schweinemodell mit akuter Ischämie des Myokards. Es besteht eine gute Korrelation zwischen den MRT-Messungen und den fluoreszierenden Microspheres im ischämischen Myokard (links) als auch als Funktion des Blutflusses in der linken Herzkranzarterie (LAD) (rechts). Der LAD Blutfluss wurde bei diesen Messungen mit einem mechanischem Verschluß kontrolliert.

Numerische Ergebnisse semiquantitativer und quantitativer Abschätzungen des Blutflusses im Myokard können aufgrund der Dispersion des Kontrastmittelbolus an Stenosen systematische Fehler aufweisen [Schmitt 2002a]. Zurzeit werden computerbasierte Simulationen von Flüssigkeitsdynamiken durchgeführt, um Dispersionseffekte detaillierter zu untersuchen (siehe Abbildung).

Einfluss des Grades der Bolusdispersion
Der Einfluss des Grades der Bolusdispersion an einer Stenose unter MRT Quantifizierung der Perfusionsreserve des Myokards (MPR, links). Bei realitätsnahen Bedingungen kann eine systematische Unterschätzung von bis zu 25% auftreten. (Rechts) Erste Ergebnisse einer Computersimulation von Flüssigkeitsdynamiken in Bezug auf den Blutfluss an einem verengten Koronargefäß. Die Farben stellen die unterschiedlichen Konzentrationen des Kontrastmittels dar, der Blutfluss verläuft von links nach rechts.

Literatur

M. Schmitt, G. Horstick, S.E. Petersen, T.Gumbrich, N. Hoffmann, N. Abegunewardene, W.G. Schreiber. Quantification of Resting Myocardial Blood Flow based on First-Pass MRI: Validation in a Pig Model of Acute Ischemia. Magnetic Resonance in Medicine 53, 1223 – 1227 (2005)

M. Schmitt, M. Viallon, M. Thelen, W.G. Schreiber. Quantification of Myocardial Blood Flow and Blood Flow Reserve in the Presence of Arterial Dispersion: A Simulation Study. Magnetic Resonance in Medicine 47 (2002a) 787-793

M. Schmitt, O.K. Mohrs, S.E. Petersen, K.-F. Kreitner, T. Voigtländer, T. Wittlinger, G. Horstick, S. Ziegler, J. Meyer, M. Thelen, W.G. Schreiber. Bestimmung der myokardialen Perfusionsreserve bei KHK-Patienten mit der kontrastmittelverstärkten MRT: Ein Vergleich zwischen semiquantitativer und quantitativer Auswertung. Röfo 174 (2002b), 187-195

Ähnliche Ansätze können in der Lunge oder auch in Tumoren verwendet werden (siehe Abbildungen). Mehr dazu finden Sie auch hier.

Quantitative Lungenperfusionsmessung
Quantitative Lungenperfusionsmessung (absoluter pulmonarer Blutfluss in mL/100g/min) an einem Schwein. (Links) MRT Messung, (mitte) H215O-PET Messung und (rechts) Zusammenhang zwischen MRT und PET.
Beurteilung der Tumor-Mikrozirkulation
Beurteilung der Tumor-Mikrozirkulation an einem Patienten mit einem großem Wilms-Tumor. Die linke Karte zeigt die örtliche Verteilung der Kontrastmittel-Austauschrate k21 vor der Therapie, das linke Diagramm zeigt dessen Entwicklung 4 und 11 Tage nach der Chemotherapie.

Pulssequenzentwicklung

Der Bereich Medizinische Physik war die erste Gruppe, die eine Saturation-Recovery (SR) TrueFISP Pulssequenz für die MRT-Bildgebung der Gewebedurchblutung des Herzens etabliert und systematisch an einem MR-Scanner mit Hochleistungsgradienten (50 mT/m, 160 mT/m) eingesetzt hat [Schreiber 2002].

Beispielbilder der TrueFISP-Studie
(Links) Konvetionelles saturation-recovery TurboFLASH Bild und ein saturation-recovery TrueFISP Bild (Mitte) des gleichen Probanden. Das Myokard (dunkler Ring um den hellen linken Ventrikel) ist in dem TrueFISP (rechts) Bild besser erkennbar. Aktuelles TrueFISP Bild eines Patienten mit endokardialem Perfusionsdefizit, welches als dunkler Rand um den linken Ventrikel erkennbar ist.

Aktuelle Ergebnisse haben gezeigt, dass der Einsatz von parallelen Bildgebungstechniken wie TSENSE eine 40%ige Erhöhung der Kontrastmitteldosis ermöglichen ohne den linearen Zusammenhang zwischen Signalintensität und Kontrastmittelkonzentration zu beinträchtigen. Auf diese Weise kann eine signifikante Verbesserung der räumlichen Auflösung und / oder der Bildqualität erreicht werden [Weber 2007], was auch ein Vorteil für die quantitative und semiquantitative Perfunsionsbildgebung des Herzen sein kann [Weber, in review].

Literatur

W.G. Schreiber, M. Schmitt, P. Kalden, O. Mohrs, K.F. Kreitner, M. Thelen. Dynamic Contrast-Enhanced Myocardial Perfusion Imaging Using Saturation-Prepared TrueFISP. Journal of Magnetic Resonance Imaging 16 (2002), 641-652

S. Weber, A. Kronfeld, R.P. Kunz, M. Fiebich, G. Horstick, K.-F. Kreitner, W.G. Schreiber. Comparison of Three Accelerated Pulse Sequences for Semiquantitative Myocardial Perfusion Imaging Using Sensitivity Encoding Incorporating Temporal Filtering (TSENSE). Journal of Magnetic Resonance Imaging 26 (2007) 580-588

First-Pass Perfusionsmessung des Herzens mittels TrueFISP

(Vorbemerkung: Die Messungen in dieser Studie erfolgten teilweise in Kooperation mit der II. Medizinischen Klinik (OA Dr. Horstick) des Universitätsklinikums Mainz.)

Auf Grund der extrem kurzen Messzeit ist die Bildqualität von MR-Perfusionsmessungen am Herzen üblicherweise relativ schlecht (Abb. 1).

Verschiedene Phasen der Kontrastmittelanflutung mit einer SR-TurboFLASH Sequenz.
Abb. 1. Verschiedene Phasen der Kontrastmittelanflutung mit einer herkömmlichen Saturation-Recovery-TurboFLASH Sequenz.

Die Ortsauflösung dieser Aufnahmen ist relativ schlecht, so dass das Signal der blutgefüllten Ventrikel zeitweise auf das relativ dünne Myokard überstrahlt. Ausserdem ist keine transmyokardiale Analyse der Kontrastmittelanflutung möglich. Mit besonders leistungsfähigen Gradientensystemen könnte heutzutage theoretisch die Ortsauflösung gegenüber den in Abb. 1 gezeigten Aufnahmen deutlich verbessert werden. Allerdings sinkt dabei das Signal-Rausch-Verhältnis soweit ab, dass die Bilder keinen diagnostischen Wert mehr besitzen (Abb. 2).

 

Perfusionsaufnahmen des Herzens mit unterschiedlichen Bildauflösungen.
Abb. 2. Mit zunehmender Ortsauflösung (links: bisher, mitte, rechts: mit besonders leistungsfähigem Gradientensystem) wird das Herz zwar größer abgebildet, gleichzeitig steigt das Bildrauschen jedoch drastisch an.

Um eine Verbesserung zu erzielen, war daher ein neuer Ansatz erforderlich.

Die üblicherweise für First-Pass-Perfusionsmessungen am Herzen eingesetzten Saturation-Recovery-TurboFLASH Sequenzen sind ineffektiv was die Verwertung der angeregten Transversalmagnetisierung betrifft. Bei sogenannten "steady state free precession" Sequenzen (z.B. TrueFISP) dagegen wird die zuvor angeregte Magnetisierung konstruktiv mit der neu angeregten Magnetisierung überlagert, es bildet sich ein Gleichgewichtszustand. Diese Technik wurde in unserer Arbeitsgruppe erstmals für die Perfusionsmessung am Herzen eingesetzt. Abb. 3 zeigt als Beispiel die erreichbare Bildqualität.

 

Saturation-Recovery TrueFISP-Aufnahmen der Kontrastmittelanflutung.
Abb. 3. Saturation-Recovery TrueFISP-Aufnahmen der Kontrastmittelanflutung. Man beachte die im Vergleich zu Abb. 1 exzellente Bildqualität.

Avi (417 kB) (MP3 , 416,5 KB)

Abb. 4 zeigt als weiteres Beispiel eine TrueFISP-Messung an einem Schweinemodell mit akuter Ischämie.

 

SR-TrueFISP-Perfusionsmessung an einem akuten Ischämiemodell (Schwein).
Abb. 4. TrueFISP-Perfusionsmessung an einem akuten Ischämiemodell (Schwein). Deutlich ist in (a) während der Anflutungsphase (Mitte) der endokardiale Perfusionsdefekt erkennbar. Die ROI-Auswertung in (c) zeigt ein vollständiges Fehlen der KM-Anflutung in diesem Areal, während in normalem und im epikardialen Myokard eine normale KM-Anflutung beobachtet wird. Aus [1].

Literatur

[1] W.G. Schreiber, M. Schmitt, P. Kalden, G. Horstick, T. Gumbrich, S. Petersen, O. Mohrs, K.F. Kreitner, T. Voigtländer, M. Thelen. MR-PERFUSIONSMESSUNG DES HERZENS MIT TRUEFISP. Röfo 173 (2001), 205-210

[2] W.G. Schreiber, M. Schmitt, P. Kalden, O. Mohrs, K.F. Kreitner, M. Thelen. DYNAMIC CONTRAST-ENHANCED MYOCARDIAL PERFUSION IMAGING USING SATURATION-PREPARED TRUEFISP. Journal of Magnetic Resonance Imaging (2002), 16:641-652.

Perfusionsmessung am Herzen: Ergebnisse einer Patientenstudie

Vorbemerkung: Diese Studien wurde in enger Kooperation mit der II. med. Klinik (OA Dr. Horstick) des Universitätsklinikums Mainz durchgeführt.

Semiquantitative und quantitative Bestimmung der myokardialen Perfusionsreserve bei Patienten mit koronarer Herzerkrankung (KHK)

Im Rahmen dieser Studie wurden insgesamt 9 Patienten (8 männlich,1 weiblich) im Alter zwischen 44 und 78 Jahren untersucht (Median: 70 Jahre). Die Patienten hatten eine koronarangiographisch gesicherte, hochgradige (70 %) und/oder mittelgradige Stenose (50-70 %) in einem oder mehreren Koronargefäßen (1- bis 3-Gefäß-KHK). Die MRT-Messungen erfolgten an einem 1,5 T Ganzkörper MRT (Magnetom Vision, Siemens, Erlangen; maximale Gradientenstärke: 25 mT/m, Anstiegsrate: 40 mT/m/ms) mit einer 4-Element Body Array Spule. Es wurde eine EKG-getriggerte Saturation Recovery TurboFLASH Sequenz verwendet. Da eine koronare Herzerkrankung vor allem durch eine verminderte Durchblutung während einer körperlichen Belastung deutlich wird, wurde die myokardiale Perfusionsreserve als Quotient des Blutflusses unter Stress und unter Ruhe bestimmt. Daher wurde die Durchblutungsmessung im MRT sowohl unter Ruhebedingungen als auch unter Stress-Bedingungen während pharmakologischem Stress (Adenosin) durchgeführt.

Quantifizierung: Für die Quantifizierung wurde das Modell MMID4 im Programm XSIM (National Simulation Resource, University of Washington, Seattle) verwendet. Die MPR wurde als Quotient des MBF unter Adenosin dividiert durch den MBF unter Ruhe-Bedingungen bestimmt.

Semiquantitative Auswertung: Für die semiquantitative Bestimmung der MPR wurden zwei unterschiedliche Steigungsmethoden angewendet. Für die unnormierte Steigungsmethode wird die Konzentrations-Zeit-Kurve während der Anflutungsphase des Kontrastmittels im Myokard durch eine Gerade angepasst (vgl. Abb. 1b) und die Steigung dieser Geraden bestimmt. Für die 2. Steigungsmethode werden darüber hinaus die Steigungen der zugehörigen Konzentrations-Zeit-Kurve aus dem linken Ventrikel bestimmt (vgl. Abb. 1a) und die Steigungen der myokardialen Konzentrations-Zeit-Kurven durch diese linksventrikulären Konzentrations-Zeit-Kurven dividiert. Die MPR-Werte werden dann als Quotient der normierten bzw.unnormierten Steigungen der Stress-Messungen dividiert durch die Steigungen der jeweiligen Ruhe-Messungen berechnet.

Schematische Darstellung der Anpassung einer Geraden an die Signal-Zeit-Kurven.
Abb. 1. Schematische Darstellung der Anpassung einer Geraden an die unter Ruhe-Bedingungen gemessenen a) links-ventrikuläre und b) myokardiale Konzentrations-Zeit-Kurve. Klicken Sie auf das Bild für eine vergrößerte Ansicht.

Ergebnisse: Die MPR Ergebnisse für die Versorgungsgebiete von mittelgradig stenosierten Gefäßen und nicht-ischämischen Segmenten waren mit allen drei Auswertemethoden nicht unterschiedlich (p>0,1). Die MPR Ergebnisse aus beiden Steigungsmethoden waren im Mittel für die mittelgradig ischämischen Myokardsegmente höher (MPR=2,3±1,0 für die normalisierte Steigungsmethode und MPR=1,7±0,5 für die nicht normalisierte Steigungsmethode) als die MPR Werte für die nicht-ischämischen Segmente (MPR=2,1±1,2 für die normalisierte Steigungsmethode und MPR=1,6±0,9 für die nicht normalisierte Steigungsmethode).
Dagegen waren die MPR-Werte für die mittelgradig ischämischen Regionen aus der Absolutquantifizierung mit MMID4 etwas geringer als für nicht-ischämische Gebiete (MPR=3,2±2,2 in den mittelgradig ischämischen Regionen und MPR=3,7±2,3 in den nicht-ischämischen Segmenten).
Die Ergebnisse der MPR Bestimmung in den Versorgungsgebieten von hoch- bzw. mittelgradig stenosierten und nicht stenosierten Koronararterien sind in den Abbildungen 2 und 3 dargestellt. Mit allen drei Methoden war die MPR in den Versorgungsgebieten der hochgradig stenosierten Arterien geringer als in den übrigen Regionen. Der Unterschied für die Ergebnisse aus der Steigungsmethode mit Normalisierung und für die Ergebnisse aus der Absolutquantifizierung war statistisch signifikant (p=0,001 für die Absolutquantifizierung und p=0,05 für die normalisierte Steigungsmethode). Für die nicht normalisierte Steigungsmethode war dagegen die MPR nicht vermindert (p=0,26).
Die in der Modell-Auswertung berechneten MBF-Werte unter Adenosin waren sowohl für nicht-ischämische Myokardsegmente als auch für ischämische Myokardgebiete höher als die Blutflusswerte, die in Ruhe gemessen wurden.
Die Ruhe-MBF Werte waren zwischen den hochgradig ischämischen (MBF=(0,90±0,80) ml/min/g), mittelgradig ischämischen (MBF=(0,88±0,26) ml/min/g) und nicht ischämischen (MBF=(0,75±0,33) ml/min/g) Gefäßen nicht signifikant unterschiedlich (p>0,1). Dagegen waren die unter Stress-Bedingungen bestimmten MBF Ergebnisse statistisch signifikant unterschiedlich (p=0,01) zwischen Versorgungsgebieten von hochgradig stenosierten (MBF=(1,67±1,24) ml/min/g) und nicht stenosierten Gefäßen (MBF=(2,61±1,77) ml/min/g).
Die MBF-Werte unter Stress-Bedingung waren zwischen den Versorgungsgebieten der mittelgradgradig stenosierten (MBF=(2,70±1,71) ml/min/g) und nicht stenosierten Koronararterien nicht statistisch signifikant unterschiedlich (p>0,1).

MPR-Werte für ischämische Myokardregionen.
Abb. 2. MPR-Werte für ischämische Myokardregionen und Myokardregionen, die durch mittelgradig stenotische und hochgradig stenotische Gefäße versorgt werden, im Boxplotdiagramm für alle drei Auswertemethoden.
Abb. 3. MPR-Ergebnisse aus der Quantifizierung für Versorgungsgebiete von Koronargefäßen mit Stenosen >70 % und Stenosen <50 %. Außerdem dargestellt sind die einzelnen MPR-Werte der sechs Patienten mit Stenosen >70 % getrennt für nicht ischämisches und hochgradig ischämisches Myokard.

Literatur

M. Schmitt, O.K. Mohrs, S.E. Petersen, K.-F. Kreitner, T. Voigtländer, T. Wittlinger, G. Horstick, S. Ziegler, J. Meyer, M. Thelen, W.G. Schreiber. BESTIMMUNG DER MYOKARDIALEN PERFUSIONSRESERVE BEI KHK-PATIENTEN MIT DER KONTRASTMITTELVERSTÄRKTEN MRT: EIN VERGLEICH ZWISCHEN SEMIQUANTITATIVER UND QUANTITATIVER AUSWERTUNG. Röfo 174 (2002), 187-195

M. Schmitt, M. Viallon, M. Thelen, W.G. Schreiber. QUANTIFICATION OF MYOCARDIAL BLOOD FLOW AND BLOOD FLOW RESERVE IN THE PRESENCE OF ARTERIAL DISPERSION: A SIMULATION STUDY. Magnetic Resonance in Medicine 47 (2002) 787-793

Natrium-23 MRT des Herzens

Unter normalen Bedingungen herrscht zwischen dem Intrazellularraum von Zellen und deren Umgebung ein starkes Ungleichgewicht der Ionenkonzentrationen. Es sorgen verschiedene aktive Mechanismen dafür, dass normalerweise die intrazelluläre Natrium-Konzentration im Vergleich zur extrazellulären sehr klein ist. Kommt es durch entsprechende Bedingungen (z.B. unzureichende Durchblutung) zu einem Ausfall dieser Mechanismen, so strömt beispielsweise Natrium in die Zelle, wodurch die Funktion der Zelle nachhaltig gestört wird. Ziel unserer Forschungsarbeiten auf diesem Gebiet ist die direkte Darstellung der Natriumkonzentration im Herzmuskelgewebe durch die Natrium-23-MRT: Diese Messverfahren könnten zukünftig direkte Aussagen über die Funktion von Zellen, beispielsweise bei Herzinfarktpatienten ermöglichen. Wir haben bisher die folgenden Punkte untersucht:

  • Morphologische Natrium-23-MRT des Herzens
  • Einfluss der EKG-Triggerung auf die Bildqualtität und T2*-Bestimmung
  • Untersuchung der Relaxationseigenschaften von Natrium-23 im Herzen

Erleidet ein Mensch einen Herzinfarkt, so kommt es auf Grund einer Störung des Ionengleichgewichts im Muskelgewebe zu einer erhöhten Natriumkonzentration im Infarktgebiet. Betrachtet man Regionen mit eingeschränkter Funktion des Herzmuskels im Infarktgebiet, so stellt man fest, dass diese größer sind als solche mit erhöhter Natriumkonzentration. Herzmuskelgewebe, in dem eine nach einem Herzinfarkt eine erhöhte Natriumkonzentration gemessen werden kann, ist dauerhaft geschädigt, Gewebe, das in seiner Funktion eingeschränkt ist aber keinen erhöhten Natriumgehalt aufweist, kann sich wieder erholen. Dieses Gewebe wird als „Herzmuskel im Winterschlaf“ (hibernating myocard) bezeichnet.
Durch die Darstellung der Verteilung des Natriums im Herzmuskel ist es mit der 23Na-MRT möglich, dauerhaft geschädigtes Gewebe von ruhendem zu unterscheiden und so die Folgen des Herzinfarkts für den Patienten besser einschätzen zu können.

Morphologie

Morphologische Darstellung des Herzens mit der 23Na-MRT.
Abb1: Morphologische Darstellung des Herzens mit der 23Na-MRT (Kurzachsenschnitt). Klicken Sie auf das Bild für eine vergrößerte Ansicht.

Zur Darstellung der Morphologie werden getriggerte Gradientenecho-Sequenzen verwendet. Die Vorderwand und die Herzscheidewand (Septum) lassen sich gut darstellen. Im Bild erscheinen Knorpel und das Blut in den Herzkammern (Ventrikeln) hell. Probleme bei der morphologischen Bildgebung bestehen in den langen Messzeiten und dem schlechten Signal-Rausch-Verhältnis. Außerdem ist es mit der verwendeten Oberflächenspule nicht möglich, die Hinterwand des Herzens in ausreichend guter Qualität darzustellen.

EKG-Triggerung

Wird eine Messung EKG-getriggert durchgeführt, so wird ihr Ablauf mit dem EKG des Patienten / Probanden synchronisiert. Dies kann aus verschiedenen Gründen geschehen:

Pro Herzzyklus wird nur ein kleiner Teil des Bildes aufgenommen. Die Aufnahme wird dann z.B. in die Pause zwischen zwei Herzschlägen gelegt werden. So stört die unaufhörliche Bewegung des Herzens die Aufnahme nicht, sogenannte "Bewegungsartefakte" werden vermieden. Diese Technik wird angewandt, um hoch aufgelöste Bilder des Herzens zu machen, deren Aufnahmedauer die eines Herzzyklusses überschreitet.
Der Zeitpunkt der Aufnahem wärend eines Herzzyklusses kann von Aufnahme zu Aufnahme variiert werden. So erhält man Bilder des Herzens in verschiedenen Phasen des Herzschlags. Reiht man diese hintereinander, erhält man einen "Film" von der Bewegung des schlagenden Herzens (Cine-MRT).
Blut pulsiert synchron zum Herzschlag. Aufnahmen, bei denen das Blut oder das darin enthaltene Kontrastmittel zur Bildgebung genutzt wird, müssen daher auch oft mit dem Herzschlag synchronisiert werden, da das strömende Blut selbst zu Bewegungsartefakten führen kann.
Die Messungen des Tomographen finden in der Pause zwischen zwei Herzschlägen statt:

Diagramm eines EKGs.

Verbesserung der Bildqualität durch EKG-Triggerung

In der Kernspinntomographie ist es üblich, Herzaufnahmen mit dem EKG des zu Untersuchenden zu synchronisieren (zu triggern). Auf diese Art und Weise erreicht man in der Protonen-MRT hochwertige Aufnahmen vom Herz, das ständig in Bewegung ist. Auch in der 23Na-MRT wird diese Technik angewandt. Wie groß der Vorteil dieser Methode ist, die ein Verlängerung der Meßzeit mit sich bringt, soll im Folgenden untersucht werden:

Verbesserung der Bildqualität durch EKG-Triggerung.

Das linke der zwei obenstehenden Bilder wurde unter Verwendung der EKG-Triggerung aufgenommen, während der Aufnahme des rechten Bildes wurde der Tomograph nicht auf den Herzschlag synchronisiert. Betrachtet man nun die Gernzregionen zwischen Herzmuskel und den beiden Herzkammern, so fällt auf, daß die Linien im linken Bild (getriggert) klarer und definierter wirken als im rechten (ungetriggert).

Da diese Beurteilung sehr subjektiv ist, sollen ein paar objektive Fakten diesen Eindruck belegen:

Betrachtet man die Signalintensitäten sowie die Signal-Rausch-Verhältnisse (SNR) im Herzmuskel , so stellt man fest, dass sich die Werte getriggerter und ungetriggerter Aufnahmen signifikant voneinander unterscheiden:

Verbesserung der Bildqualität durch EKG-Triggerung: Signalintensität und SNR-Vergleich.

 

getriggert

ungetriggert

Signalintensität

462 (110)

500 (117)

SNR

11,7 (2,8)

13,3 (3,1)

Es fällt auf, dass mit der ungetriggerten Methode höhere Signalintensitäten und bessere Signal-Rausch-Verhältnisse erzielt werden als mit der getriggerten Methode. Das bedeutet, dass ohne Triggerung Signal gemessen wird, das nicht vorhanden ist. Dies kann dazu führen, dass ein eventuelles Infarktgebiet zu groß eingeschätzt wird.

Aber auch die Abgrenzung zwischen Herzkammern und Herzmuskel ist ohne die Triggerung erschwert. Das zeigen die folgenden Untersuchungen:

Schematische Darstellung des Herzens im Kurzachsenschnitt und Kanten-Profil über das Myokard.

Erstellt man ein Profil, der Siganlintensitäten (SI) vom Mittelpunkt der Linken Herzkammer ausgehend durch den Herzmuskel zur Rechten Herzkammer (Profilposition s.o.), so erhält man eine Kurve, in der der Herzmuskel durch eine Senke charakteriesiert wird. Die schwarze Kurve gibt das Profil einer getriggerten Aufnahme wieder, die rote das einer ungetriggerten. Die Flanken der Senke der getriggerten Aufnahme sind wesentlich steiler als die der ungetriggerten Aunahme. Die Beträge der maximalen Steigungen unterscheiden sich signifikant:

  • getriggert: 57,1 Graustufen/Pixel (12,2 Graustufen/Pixel)
  • ungetriggert: 44,8 Graustufen/Pixel (10,4 Graustufen/Pixel)

Das bedeutet im Bild eine schärfere Abgrenzung des Herzmuskels gegenüber den Herzkammern. Die Kurve der ungetriggerten Aufnahme wirkt verschmiert. Das führt im Bild dazu, dass die Unterscheidung zwischen Herzmuskel und Herzkammern erschwert ist.

Literatur

Röko 2001