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Techniken zur Flussquantifizierung bei hohen und ultra-hohen Feldern

Als ein sehr vielseitiges bildgebendes Verfahren ermöglicht die Magnetresonanztomographie neben der Quantifizierung des Blutflusses auch die Quantifizierung von Weichteileigenschaften wie T1- und T2-Relaxation, Diffusion, Perfusion und vieles mehr. Dadurch lassen sich umfangreiche Erkenntnisse über die normale und pathologisch veränderte Hämodynamik bei verschiedenen kardio- und zerebrovaskulären Erkrankungen gewinnen. Daher untersuchen wir eine Technik namens 4D-Fluss-MRT bei hohen und ultrahohen Feldern, um nicht-invasiv und zeitlich aufgelöst komplexe, dreidimensionale Geschwindigkeitsvektorfelder bei verschiedenen Feldstärken zu messen. Diese Entwicklung wird in enger Zusammenarbeit mit der Charité durchgeführt (siehe Abb.1) [1].

Abb. 1: Zeitaufgelöste Animation der Blutgeschwindigkeit als Funktion des Herzzyklus durch den Aortenbogen eines Patienten mit bikuspider Aortenklappe (mit freundlicher Genehmigung der Arbeitsgruppe Prof. J. Schulz-Menger, Charite, Berlin).

Quantifizierung der Blutgeschwindigkeit im Körper bei Ultra-Hochfeldern

Die Quantifizierung des Blutgeschwindigkeitsvektors bei UHF ist eine Herausforderung, hauptsächlich aufgrund der heterogenen B1+-Feldverteilung im menschlichen Körper bei UHF [2]. Das Labor hat sich auf die Entwicklung von Methoden konzentriert, die den B1+-Feld- und Flipwinkel-Heterogenitäten für Blutgeschwindigkeitsmessungen entgegenwirken. Zum Beispiel wurden in einer gemeinsamen Arbeit mit dem Deutschen Krebsforschungszentrum, Heidelberg, dynamische pTx-Methoden (siehe Abschnitt " HF-Pulsdesign und parallele Übertragung") auf Techniken zur Flussquantifizierung angewendet und die Auswirkungen der HF-Pulse auf die Flussquantifizierung untersucht. Mit dieser Entwicklung konnte der Flip-Winkel im gesamten Zielgebiet homogenisiert werden, während eine korrekte Quantifizierung des Geschwindigkeitsvektors demonstriert wurde [3]. Basierend auf dieser Arbeit wurde kürzlich der Einfluss des nicht-instantanen Kodierungsprozesses auf ausgewählte hämodynamische Parameter untersucht [4].

4D-Flussbildgebung in den Halsschlagadern bei Ultra-Hochfeldern

Die Bifurkation der Halsschlagader ist ein Ort, an dem sich im Alter Plaques ansammeln können. Lösen sich die Plaques von der Gefäßwand, können sie mit dem Blut ins Gehirn wandern, wo sie Gefäße verstopfen und einen Schlaganfall verursachen können. Es gibt Hinweise darauf, dass der Blutfluss einen Einfluss auf die Bildung und das Wachstum solcher Plaques hat. Daher ist die Gruppe an der Entwicklung von hochauflösenden MRT-basierten 4D-Strömungsmethoden interessiert, um den Blutgeschwindigkeitsvektor innerhalb der Halsschlagadern und der Bifurkation zu quantifizieren (siehe Abb. 2). In einer kürzlichen gemeinsamen Arbeit mit dem Center for Magnetic Resonance Research (CMRR) in Minneapolis, USA, wurden simultane Multi-Slice (SMS)-Methoden auf die 4D-Fluss-MRT bei UHF angewendet, um das Geschwindigkeitsvektorfeld in beiden Halsschlagadern zu messen [5]. In weiteren Arbeiten wurden SMS-Techniken zur Messung der Geschwindigkeit des Herzmuskels während der Herzkontraktion eingesetzt [6,7].

Abb. 2: Links: Maximalintensitäts-Projektionsbild, das die Karotis-Bifurkation zeigt, abgeleitet aus einem Gradienten-Echo-Bild, das bei 7 Tesla aufgenommen wurde. Rechts: Segmentierte Halsschlagader mit farbkodiertem Geschwindigkeits-Overlay

4D-Flussbildgebung und 2D-selektive Anregung

Dennoch verhindern lange Erfassungszeiten die routinemäßige klinische Anwendung der 4D-Durchflussbildgebung. Ein vielversprechender Beschleunigungsansatz schränkt die Anregung in zwei Dimensionen ein, indem eine 2D-räumlich-selektive Anregung (2DRF) verwendet wird. Die räumliche Selektivität wird durch die Anwendung von Gradienten entlang beider selektiver Richtungen während der HF-Applikation erreicht, z. B. durch eine spiralförmige Anregungs-K-Raum-Trajektorie, wie in Abb. 3 gezeigt. Für die 1D-selektive Anregung (1DRF) wird ein Gradient entlang nur einer Dimension benötigt. Da nur der angeregte Bereich kodiert werden muss, kann das FOV auch in zwei Dimensionen reduziert werden. Folglich konnten die Aufnahmezeiten durch die Verwendung von 2DRF 4D-Flow anstelle des herkömmlichen 1DRF 4D-Flow auf etwa ¼ der ursprünglichen Scanzeit reduziert werden (Abb. 4) [8]. Darüber hinaus begrenzt die reduzierte Größe des Anregungsmusters mögliche Bewegungsartefakte auf den angeregten Bereich. Die resultierenden Geschwindigkeitsquantifizierungen stimmen mit konventionellen Methoden mit 1D-Anregungen überein (Abb. 5). Um der Zunahme der HF-Pulsdauer und damit der Abnahme der zeitlichen Auflösung entgegenzuwirken, können zusätzliche Methoden eingesetzt werden, um die zeitliche Auflösung eines konventionellen Scans mit 1D-Anregung wiederherzustellen [9].

Abb. 3: (a) Spiralförmige k-Raum-Trajektorie (blaue Linie) und k-Raum-Gewichtung (farbiges Netz), die zur Anregung eines zylindrischen Anregungsmusters benötigt wird (b). Die Gewichtung des k-Raums wird durch Anlegen eines entsprechenden HF-Pulses erreicht. (c) Anatomisches Bild mit 1D-Schicht-selektivem HF-Puls, der das gesamte Sichtfeld anregt, zum Vergleich.

Abb. 4: Magnitude und 3-direktionale Geschwindigkeit im Circulus Willis, aufgenommen bei 7T mit einem 2D-selektiven Anregungs-HF-Puls (2DRF) unter Verwendung von Fettsättigung und zum Vergleich mit SINC-Anregung. Die Akquisitionszeiten betrugen von oben nach unten 5,19±0,39 min und 18,32±0,97 min.

Abb. 5: a) Vergleich des zeitaufgelösten Flusses durch die Basilararterie und die inneren Karotiden zwischen i) 1D-selektiver Anregung mit vollem FOV und ii) 2D-selektiver Anregung mit halbem FOV. b) GRE Magnituden (Graustufen) und Geschwindigkeiten in z-Richtung (farbkodiert) der Schichten, in denen der Fluss in (a) analysiert wird.

Fluss-Magnetresonanz-Fingerprinting (Fluss-MRF)

Für bestimmte Pathologien, wie z. B. für die Charakterisierung der Atherom-Plaque-Progression, ist nicht nur die Hämodynamik des Blutes von Interesse, sondern auch die Zusammensetzung des umgebenden Gewebes, insbesondere der Gefäßwände und der Plaques. Eine neuartige Methode, Fluss- Magnetresonanz-Fingerprinting (Fluss-MRF) [10] genannt, die kürzlich in einer gemeinsamen Entwicklung mit dem Deutschen Krebsforschungszentrum (DFKZ) vorgeschlagen wurde, ermöglicht diese gemeinsame Quantifizierung von Blutfluss und Relaxationszeiten des umgebenden Gewebes gleichzeitig in einer einzigen Akquisition.

Die Methode basiert auf einer MRT-Akquisition mit pseudorandomisierten Parametern wie dem Flip-Winkel und - im Falle des Fluss-MRF - dem Geschwindigkeitskodierungsmoment (Abb. 6). Solche Muster erzeugen für jedes Gewebe oder jede fließende Region eine einzigartige Signalentwicklung (oder einen "Fingerabdruck"), die von den Eigenschaften des Gewebes abhängt. Anschließend werden die theoretischen Signalentwicklungen, die aus diesen Erfassungsparametern generiert werden, für eine Vielzahl von Geweben berechnet und in einer Datenbank, dem sogenannten "Wörterbuch", gesammelt. Um die Gewebeparameter zu extrahieren, wird ein Algorithmus zur Mustererkennung verwendet, um den Wörterbucheintrag zu finden, der das erfasste Signal in jedem Voxel des Bildes am besten repräsentiert.

Abb. 6: Flip-Winkel-Muster (oben links) und Geschwindigkeits-Codierungsmuster (oben rechts), die in der Flow-MRF-Sequenz verwendet werden (Sequenzschema: unten) (10).

Phantome für Geschwindigkeitsvalidierungsmessungen

Die Entwicklung neuartiger MR-basierter Verfahren zur Geschwindigkeitsquantifizierung erfordert Validierungsaufbauten, um die Genauigkeit und Präzision der einzelnen Verfahren zu charakterisieren. Für solche Zwecke werden in der PTB sogenannte Strömungsphantome entwickelt und eingesetzt, die sich durch bekannte und reproduzierbare Messungen auszeichnen. Als Beispiel zeigt Abbildung 7 ein Rotationsphantom, das zur Validierung neuartiger MR-Erfassungstechniken eingesetzt wird. Hier wird die Ground-Truth-Winkelgeschwindigkeit und damit das Geschwindigkeitsvektorfeld innerhalb des Phantoms durch eine externe laserbasierte Messung gegeben.

Darüber hinaus kann die 4D-Strömungs-MRT, die in MRT-Phantomen durchgeführt wird, zur Validierung von CFD-Simulationen (Numerische Strömungsmechanik) verwendet werden.

Abb. 7: Links: Bild eines Rotationsphantoms, das zur Validierung von MR-basierten Geschwindigkeitsmessungen verwendet wird und in einem Gemeinschaftsprojekt mit dem Deutschen Krebsforschungszentrum hergestellt wurde. Das Phantom wird mit Druckluft betrieben und die Winkelgeschwindigkeit wird durch einen externen, MR-kompatiblen, laserbasierten Aufbau gemessen und gesteuert. Mitte: 2D-Rotationsgeschwindigkeitsvektorfeld, gemessen in transversaler Orientierung. Rechts: Geschwindigkeitsprofil durch das Zentrum des Phantoms.

Literatur:

  1. Wiesemann S, Schmitter S, Demir A, Prothmann M, Schwenke, C, Chawla A, von Knobelsdorff-Brenkenhoff, Greiser A, Jin N, Bollache E, Markl M, Schulz-Menger J. Impact of sequence type and field strength (1.5, 3, and 7T) on 4D flow MRI hemodynamic aortic parameters in healthy volunteers. Magnetic resonance in medicine 2021;85:721–733 doi: 10.1002/mrm.28450.
  2. Schmitter S, Schnell S, Ugurbil K, Markl M, Moortele P-F van de. Towards high-resolution 4D flow MRI in the human aorta using kt-GRAPPA and B1+ shimming at 7T. J Magn Reson Imaging 2016;44:486–499 doi: 10.1002/jmri.25164.
  3. Schmidt S, Flassbeck S, Bachert P, Ladd ME, Schmitter S. Velocity encoding and velocity compensation for multi-spoke RF excitation. Magn Reson Imaging 2019;66:69–85 doi: 10.1016/j.mri.2019.11.007.
  4. Schmidt S, Flassbeck S, Schmelter S, Schmeyer E, Ladd ME, Schmitter S. The impact of 4D flow displacement artifacts on wall shear stress estimation. Magnet Reson Med 2021;85:3154–3168 doi: 10.1002/mrm.28641.
  5. Schmitter S, Adriany G, Waks M, Moeller S, Aristova M, Vali, A, Auerbach EJ, Van de Moortele PF, Ugurbil K, Schnell S. Bilateral Multiband 4D Flow MRI of the Carotid Arteries at 7T. Magnet Reson Med 2020;84:1947–1960 doi: 10.1002/mrm.28256.
  6. Ferrazzi G, Bassenge JP, Wink C, Ruh A, Markl M, Moeller S, Metzger GJ, Ittermann B, Schmitter S. Autocalibrated multiband CAIPIRINHA with through-time encoding: Proof of principle and application to cardiac tissue phase mapping. Magnetic Resonance in Medicine 2019;81:1016–1030 doi: 10.1002/mrm.27460.
  7. Ferrazzi G, Bassenge JP, Mayer J, Ruh A, Roujol S, Ittermann B, Schaeffter T, Cordero-Grande L, Schmitter S. Autocalibrated cardiac tissue phase mapping with multiband imaging and k-t acceleration. Magnetic Resonance in Medicine 2020;84:2429–2441 doi: 10.1002/mrm.28288.
  8. Wink C, Ferrazzi G, Bassenge JP, Flassbeck S, Schmidt S, Schaeffter T, Schmitter S. 4D flow imaging with 2D-selective excitation. Magnetic Resonance in Medicine 2019;82:886–900 doi: 10.1002/mrm.27769.
  9. Wink C, Bassenge JP, Ferrazzi G, Schaeffter T, Schmitter S. 4D flow imaging with UNFOLD in a reduced FOV. Magnetic Resonance in Medicine 2019;7:55–338 doi: 10.1002/mrm.28120.
  10. Flassbeck S, Schmidt S, Bachert P, Ladd ME, Schmitter S. Flow MR fingerprinting. Magnetic Resonance in Medicine 2019;81:2536–2550 doi: 10.1002/mrm.27588.