Als Perfusion bezeichnet man den Blutfluss durch das Kapillarnetz im Gewebe (Mikrozirkulation) bezogen auf die Masse des Gewebes (ml Blut/100 g Gewebe/min). Begriffe wie Blutvolumen oder mittlere Transitzeit des Blutes im Gewebe werden häufig synonym verwendet, wobei der zerebrale Blutfluss (englisch cerebral blood flow, CBF) die Perfusion am besten beschreibt. Methoden zur Bestimmung der Perfusion beruhen auf der Verabreichung von Trägermolekülen, sog. "Tracern". Hierzu eignen sich sowohl endogene als auch exogene Substanzen, die sich bei ihrer Passage durch das Kapillarbett eindeutig abgrenzen lassen und somit eine Quantifizierung der Perfusion erlauben. Erste Perfusionsmessungen wurden mit nuklearmedizinischen Methoden wie Positronenemissionstomographie (PET) und Single-photon-Emissions-Computertomographie (SPECT) unter Verwendung exogener radioaktiver Tracer bestimmt. Heute werden Perfusionsmessungen überwiegend mit Computertomographie (CT), Magnetresonanztomographie (MRT) oder Ultraschall (US) durchgeführt. In der MRT werden dabei exogene paramagnetische Tracer (kontrastmittelverstärkte T2*-Dynamik) oder endogene Tracer (Arterial-spin-labeling-Technik) eingesetzt [9, 25].

Die Bestimmung des Blutflusses innerhalb eines Tumors ist für den klinischen Onkologen zur Differenzialdiagnostik von Hirntumoren und zur Verlaufskontrolle nach Therapie von großem Interesse, insbesondere zur Beurteilung von Nekrose oder Rezidiv nach Chemo- oder Strahlenbehandlung. Der Blutfluss im Tumor hängt eng mit dem Wachstumsverhalten eines Tumors und der Neigung zur Bildung von Metastasen zusammen und ist von besonderem Interesse, um z. B. selektive antivaskuläre oder antiangiogene Therapien zu entwickeln [21, 27].

In der Schlaganfallmedizin gehört die Bestimmung des Blutflusses und des Blutvolumens neben MR-Diffusionsbildgebung und MR-Angiographie mittlerweile zur Standarddiagnostik bei der Fragestellung, ob eine systemische Fibrinolyse, insbesondere im Zeitfenster von 3–6 h, durchgeführt werden soll [10, 22]. Die derzeit mit der Magnetresonanztomographie (MRT) durchgeführten Perfusionsmessungen basieren hauptsächlich auf der kontrastmittelverstärkten T2*-Dynamik [25].

Anfang der 90er Jahre wurde eine nichtinvasive Technik zur Blutflussmessung mit Hilfe der MRT eingeführt, die Blutbolusmarkierungs- oder Arterial-spin-labeling-Technik (ASL). Diese Technik erfordert keine Kontrastmittelgabe, denn die spinmarkierten Wasserprotonen des arteriellen Blutes dienen selbst als frei diffundierendes, intrinsisches Kontrastmittel für die Messung des relativen Blutflusses.

Physikalische Grundlagen

Grundlegendes Prinzip der Arterial-spin-labeling-Technik

Vor der Durchführung der Messungen werden zunächst die Ausleseschicht und der Invertierungsbereich festgelegt, wobei die Ausleseschicht die Region darstellt, in der der Blutfluss des untersuchten Organs bestimmt werden soll. Bei der Untersuchung des Gehirns liegt der Invertierungsbereich bezogen auf die hirnversorgenden Gefäße kaudal (stromaufwärts) in einem definierten Abstand zur Ausleseschicht (Abb. 1).

Abb. 1
figure 1

Prinzip der Blutbolusmarkierung (arterial-spin-labeling). Arterielles Blut wird im Invertierungsbereich magnetisch markiert und fließt im Gefäßsystem in die Ausleseschicht

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Arterielles Blut wird im Invertierungsbereich magnetisch markiert und fließt in den Arterien und Arteriolen in die Ausleseschicht. Nach einer arteriellen Transitzeit δt tritt es aufgrund der Perfusion des Gewebes in die Voxel der Ausleseschicht ein.

Grundsätzlich werden 2 Methoden des arterial-spin-labeling unterschieden, die kontinuierliche ASL (continuous ASL, CASL) und die gepulste ASL (pulsed ASL, PASL) [1]. Die CASL markiert den durch die Markierungsschicht fließenden Blutbolus typischerweise für einen Zeitraum von 3–4 s. Dieser ersetzt in der Folge das unmarkierte Blut in der Ausleseschicht. Allerdings zerfällt die Markierung mit der Zeit der Longitudinalrelaxation T1, sodass sich in der Ausleseschicht ein Gleichgewichtszustand ausbildet. Das Signal des Gleichgewichtszustands ist von der lokalen Perfusion und der arteriellen Transitzeit abhängig.

Die PASL, die in dieser Arbeit näher beschrieben wird, verwendet zur Markierung des Blutbolus einen kurzen, ca. 10 ms dauernden Hochfrequenzpuls (HF-Puls).

Bei der PASL wird bei der anschließenden Auslese nach der Verzögerungszeit (inflow time, TI) sowohl das Signal des markierten Blutbolus als auch das Signal des in der Ausleseschicht liegenden Gewebes erfasst. Um das eingeflossene markierte Blut isoliert zu erfassen, muss für eine Differenzbildung eine weitere Messung mit den gleichen Aufnahmeparametern erfolgen, allerdings ohne Markierung des Blutbolus. Die Differenz der markierten Aufnahme und der Kontrollaufnahme gibt nun idealerweise das Signal des in die Ausleseschicht perfundierten Blutbolus wieder.

Durch Variation der Verzögerungszeit TI ist es möglich, verschiedene Phasen des Einstromvorgangs des markierten Blutbolus in das Kapillarbetts zu beobachten. Ist die Zeit TI jedoch zu kurz gewählt, kann der Bolus noch nicht in das Gefäßsystem eindringen. Bei zu langem TI ist aufgrund der Longitudinalrelaxation der markierten Wasserprotonen des Bolus, die für arterielles Blut bei einer Feldstärke von 1,5 Tesla ca. 1300 ms beträgt, nur noch ein schwaches Differenzsignal zu beobachten.

Die Signalintensität des Differenzbildes, also das Signal des Blutflusses, entspricht in etwa nur 1% des Signals der Kontrollaufnahme bei der PASL-Methode. Somit ist es wichtig, genaue Kontrollaufnahmen und Markierungsaufnahmen bei hohem Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu gewinnen. Um dies zu erreichen, werden ca. 50 Messungen durchgeführt und gemittelt. Dies führt insgesamt zu einer Messzeit von ungefähr 5 min.

Magnetisierungstransfer-Effekt

Ein grundsätzliches Problem bei der oben beschriebenen Positionierung der Markierungsschicht stellt der sog. Magnetisierungstransfer-Effekt (MT-Effekt) dar. Obwohl der Abstand zwischen Markierungs- und Ausleseschicht beispielsweise bei der später noch ausführlicher erläuterten EPISTAR-Technik 10 mm beträgt, können bei der Markierung des Blutbolus durch diesen Effekt auch in der Ausleseschicht Wasserprotonen angeregt werden. Dies führt zu Fehlern im Differenzbild, die die gemessenen Blutflusswerte verfälschen können.

Der MT-Effekt entsteht dadurch, dass die Protonen der fest gebundenen Proteinmoleküle eine wesentlich größere spektrale Breite der Resonanzfrequenz besitzen als Wasserprotonen. Durch Schalten des Schichtselektionsgradienten während des Sendens des Markierungspulses wird die Resonanzfrequenz der Wasserprotonen abhängig von ihrem Ort so verändert, dass nur die Protonen in der festgelegten Invertierungsschicht angeregt werden. Dies gilt jedoch nur für die Resonanzfrequenz der freien Wasserprotonen, die gebundenen Protonen werden aufgrund ihrer größeren spektralen Breite in einer breiteren Schicht invertiert, die bis in die Ausleseschicht hineinragen kann. Die gebundenen Protonen besitzen eine sehr kurze T2-Relaxationszeit (<1 ms) und liefern somit kein zusätzliches Signal bei der Signalauslese. Allerdings geben sie einen Teil ihrer Magnetisierung an freie Wasserprotonen mit einer längeren Relaxationszeit ab. Der MT-Effekt hat zur Folge, dass in den Markierungsaufnahmen zusätzlich zum arteriellen Blut innerhalb des Invertierungsbereichs auch stationäres Gewebe innerhalb der Ausleseschicht markiert wird. Dieses zusätzliche Signal in der Ausleseschicht wird durch die Differenzbildung mit dem Kontrollbild nicht subtrahiert, was eine Überbestimmung der Gewebeperfusion zur Folge hat.

Es gibt mehrere Ansätze, diesen Fehler zu minimieren, so beispielsweise die EPISTAR-Technik (echo planar imaging and signal targeting with alternating radiofrequency), die PICORE-Technik (proximal inversion with a control for off-resonance effects) sowie die FAIR-Technik (flow-sensitive alternating inversion recovery) [8, 15, 32].

EPISTAR

Die EPISTAR-Technik [8] verwendet zur Markierung des Blutbolus einen 180°-HF-Puls und zur Detektion des Signals eine schnelle echoplanare (EPI) Auslese. Die Invertierungsschicht hat typischerweise eine Dicke von 100 mm und einen Abstand von 10 mm zur Ausleseschicht.

Um den oben beschriebenen MT-Effekt zu reduzieren, wird vor der Kontrollaufnahme ebenfalls ein 180°-HF-Puls gesendet, jedoch ist seine Lage im Vergleich zur Markierungsaufnahme an der Ausleseschicht stromabwärts gespiegelt. Unter Verwendung der identischen Sequenzparameter, die bei der Markierungsaufnahme verwendet wurden, wird das Kontrollbild akquiriert. Mit dieser Markierungsanordnung erwartet man näherungsweise eine Kompensation des MT-Effekts, da sich die verfälschenden Signale in der Ausleseschicht subtrahieren. Bei Verwendung der EPISTAR-Technik erscheint venöses Blut im Differenzbild dunkel. Der Vorteil dieser Technik ist die Möglichkeit, die Markierungsschicht frei zu wählen. Gegebenenfalls muss sie nicht parallel zur Ausleseschicht liegen.

PICORE

Die PICORE-Technik ist eine Modifikation der EPISTAR-Technik [32]. Bei dieser wird der Invertierungsbereich in der Kontrollaufnahme durch einen HF-Puls der gleichen Frequenz wie in der Markierungsaufnahme ersetzt. Allerdings wird der HF-Puls ohne Gradientenschaltung gesendet. Dadurch wird ebenfalls näherungsweise eine Kompensation des MT-Effekts erreicht. Die PICORE-Technik bietet ähnlich der EPISTAR-Technik den Vorteil, die Markierungsschicht frei und unabhängig von der Ausleseschicht zu wählen. Venöses Blut führt anders als in der FAIR-Technik zu keinem Bildsignal.

FAIR

Bei der FAIR-Technik [15] ist die Ausdehnung der Markierungsschicht während der Markierungsaufnahme nur durch die Geometrie der Sendespule beschränkt, d. h. sämtliche im Sichtfeld (field of view, FOV) liegende Spins werden durch einen 180°-HF-Puls invertiert (globale Inversion) und nach der Verzögerungszeit TI wird das Markierungsbild durch eine schnelle EPI-Auslese akquiriert. Anschließend werden vor Beginn der Kontrollaufnahme nur die Spins der Ausleseschicht durch einen 180°-HF-Puls invertiert (selektive Inversion). Nach der Verzögerungszeit TI wird schließlich das Signal ausgelesen. Üblicherweise wird die Ausdehnung des Invertierungsbereichs doppelt so groß wie die des Auslesebereichs gewählt, sodass selbst bei einem schlechten Schichtprofil des Invertierungspulses gewährleistet bleibt, dass sämtliche in der Ausleseschicht liegenden Spins vollständig invertiert werden. Die Differenz beider Aufnahmen der Ausleseschichten enthält somit nur das Signal des markierten Blutbolus. Sowohl das Gewebesignal als auch das zusätzliche Signal des MT-Effekts werden eliminiert (Abb. 2a, b). Allerdings erscheint bei der FAIR-Technik venöses Blut im Differenzbild signalreich und kann nicht von arteriellem Blut unterschieden werden.

Abb. 2a,b
figure 2

Prinzip der FAIR-Technik (flow-sensitive alternating inversion recovery). In der Markierungsphase werden sämtliche Spins des Markierungsbereichs invertiert. Anschließend werden nur die Spins der Ausleseschicht (weißes Kästchen) invertiert (a). Die Differenz beider Aufnahmen der Ausleseschicht liefert das Signal des Blutflusses (b)

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Quantifizierungsansätze

Das durch die oben beschriebenen Techniken ermittelte Differenzbild, das direkt mit der Standardsoftware eines kommerziellen MR-Tomographen erzeugt werden kann, gibt den relativen Blutfluss des untersuchten Gewebes wieder, wobei bei festen Sequenzparametern die Intensität linear mit dem relativen Blutflusswert steigt.

Einen Ansatz zur absoluten Quantifizierung bietet die sog. T1-Methode [7]. Gewebe nach selektiver Invertierung, das von vollständig relaxiertem Blut perfundiert wird, zeigt eine verkürzte T1-Relaxation im Vergleich zu Gewebe nach globaler Invertierung, das von invertierten Blutspins durchströmt wird. Aus der Differenz der beiden unterschiedlichen T1-Relaxationszeiten kann der absolute Fluss bestimmt werden. Die T1-Relaxationszeit für die graue Hirnsubstanz verringert sich dadurch um ca. 1%. Um eine hohe Quantifizierungspräzision zu erhalten, erfordert diese Tatsache eine genaue, zeitaufwändige Bestimmung der T1-Relaxationsraten.

Die arterielle Transitzeit δt im Gehirn beträgt ca. 400–700 ms, d. h. der Blutbolus tritt erst nach dieser Zeit in die Auslesevoxel ein [13]. Daher kommt es bei Verwendung der T1-Methode zu dem Problem, dass die Messdaten zur Bestimmung der T1-Zeit des Gewebes nach globaler Invertierung bis zu diesem Zeitpunkt δt nicht verwendbar sind. Da v. a. jene Messpunkte, die kurze Zeit nach der Inversion bestimmt wurden, für eine präzise Bestimmung der T1-Zeit notwendig sind, führt die T1-Methode im Gehirn nicht zu einer hinreichenden Genauigkeit bei der Blutflussquantifizierung. Die Domäne dieses Quantifizierungsansatzes ist eher die Blutflussmessung in Organen mit geringer arterieller Transitzeit.

Ein weiterer Ansatz zur absoluten Quantifizierung des Gewebeblutflusses wurde von Buxton et al. [3] vorgeschlagen. Das allgemeine kinetische Modell (general kinetic model) beruht im Wesentlichen auf folgenden 3 Annahmen: der markierte Blutbolus fließt in gleichmäßiger Form (plug flow) in den Arterien, sodass vor der Transitzeit δt kein Blut die Voxel in der Ausleseschicht erreicht. Des Weiteren kann der Blutaustausch zwischen intravaskulärem Raum und Gewebe durch ein Einkompartimentmodell beschrieben werden. Und schließlich ändert sich die longitudinale Relaxationszeit der invertierten Spins von T1Blut zu T1Gewebe, sobald die Wassermoleküle in das Gewebe perfundiert sind.

In diesem Modell sind jedoch zur absoluten Quantifizierung 2 Parameter von Bedeutung, die bei Verwendung der oben beschriebenen ASL-Markierungstechniken nur mit erheblichem messtechnischem Aufwand zu bestimmen sind:

  • die Transitzeit δt,

  • die zeitliche Länge τ des in die Ausleseschicht einfließenden markierten Blutbolus.

Es ist möglich, diese Parameter für jedes Voxel in der Ausleseschicht zu bestimmen. Allerdings muss hierfür die Messung für möglichst viele verschiedene Verzögerungszeiten TI wiederholt und aus den so gewonnenen Messdaten die arterielle Transitzeit und die zeitliche Länge des Bolus berechnet werden. Dies erfordert eine zeitaufwändige Datenaufnahme und -auswertung.

Erfolgt die Auslese des Blutflusssignals zu einem Zeitpunkt (t >τ + δt), an dem alle markierten Spins das Auslesevoxel erreicht haben, muss zur absoluten Quantifizierung —neben weiteren Parametern—nicht δt, sondern die zeitliche Länge τ des Blutbolus bestimmt werden. Erfolgt die Datenaufnahme mit den oben beschriebenen Techniken, ist dieser Parameter im Allgemeinen nicht bekannt. Allerdings haben Wong et al. [33] mit der QUIPSSII-Sequenz (quantitative imaging of perfusion using a single subtraction, second version) eine Sequenztechnik vorgestellt, die es unabhängig von der Spulengeometrie ermöglicht, die zeitliche Länge τ des Blutbolus selbst festzulegen. Diese Sequenz sendet zwischen dem Invertierungspuls und dem Beginn der Auslese einen Sättigungspuls, dessen Schichtposition stromaufwärts direkt an den Rand der Markierungsschicht grenzt. Somit kann der Teil des markierten Blutbolus, der nach einer definierten Zeit TI1 noch nicht in die Ausleseschicht gelangt ist, abgesättigt werden. Der Bolus besitzt nun die zeitliche Länge TI1. Nach Buxton et al. [3] ist eine Quantifizierung ohne Kenntnis der arteriellen Transitzeit für jedes Voxel möglich, wobei nur eine Skalierung der Signalintensität im Differenzbild erfolgt. QUIPSSII kann mit den oben beschriebenen Markierungstechniken FAIR und EPISTAR kombiniert werden.

Mit dieser bzw. der neueren Technik Q2TIPS (QUIPSSII, thin pulse saturation) [17, 32, 33], die eine präzisere Boluslänge durch Senden mehrerer scharfer Sättigungspulse erzeugt, kann somit eine Abschätzung des absoluten zerebralen Blutflusses erfolgen. Da der markierte Blutbolus, der letztendlich das Signal im Differenzbild erzeugt, abgeschnitten und somit verkürzt wird, muss man bei dieser Methode jedoch eine weitere Reduktion des bereits sehr niedrigen Blutflusssignals im Differenzbild in Kauf nehmen (Abb. 3 und 4). Eine weitere Neuentwicklung stellt die ITS-FAIR-Sequenz dar (inflow turbo sampling EPI-FAIR) [13], die neben der Blutflussmessung zusätzlich den Einstrom des markierten Blutes in die Bildschicht mit einer Zeitauflösung von 100 ms messen kann und dadurch die Bestimmung von δt und τ erlaubt.

Abb. 3
figure 3

Prinzip der QUIPSS-Technik (quantitative imaging of perfusion using a single subtraction). Zusätzlich zur FAIR-Technik (Abb. 2) wird zwischen Inversion und Auslese ein Sättigungspuls gesendet. Dies dient zur Festlegung einer definierten Länge des Blutbolus, um eine Quantifizierung des Blutflusses zu ermöglichen

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Abb. 4
figure 4

20-jährige gesunde Probandin: T2-gewichtetes MR-Bild und Parameterbild der Q2TIPS-Sequenz für den relativen zerebralen Blutfluss. In der grauen Hirnsubstanz findet sich ein deutliches Signal, während das Signal in der weißen Hirnsubstanz nur gering über dem Signal des Hintergrundrauschens liegt

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Zur absoluten Quantifizierung des Blutflusses muss eine Normierung auf die Gleichgewichtsmagnetisierung eines Voxels mit arteriellem Blut durchgeführt werden. Eine Messung direkt in den Arterien ist aufgrund der schlechten Auflösung der mit der EPI-Technik gewonnenen MR-Aufnahmen in der Regel nicht möglich. Messungen in den großen venösen Blutleitern wie dem Sinus sagittalis sind durch Flussartefakte und verschiedenen T2-Relaxationskonstanten von arteriellem und venösem Blut fehlerhaft.

Es ist aber möglich, die Gleichgewichtsmagnetisierung des Hirngewebes zu bestimmen. Durch Kenntnis des Blut-Gewebe-Partitionskoeffizienten kann somit die Gleichgewichtsmagnetisierung von Blut abgeschätzt werden, was jedoch zu lokalen Ungenauigkeiten führen kann.

Trotz dieser methodischen Limitationen zur absoluten Blutflussquantifizierung, dem niedrigen Signal-Rausch-Verhältnis, der im Vergleich zur T2*-Kontrastmitteldynamik deutlich längeren Akquisitionszeit und dem für den Patienten höheren Geräuschpegel im MR-Tomographen, kann diese Technik ein nützliches Werkzeug in der MR-Diagnostik sein.

Klinische Anwendungen

Die MR-Perfusionsmessung mittels diverser Blutbolusmarkierungstechniken wurde bereits erfolgreich zur Messung des relativen Blutflusses in gesundem Hirngewebe, bei Epilepsien, Schlaganfällen, Morbus Alzheimer und zerebralen Tumoren eingesetzt [1, 5, 6, 8, 15, 16, 23, 25, 28, 29, 31].

Die in dieser Arbeit demonstrierten Parameterbilder für den zerebralen Blutfluss wurden mit der Q2TIPS-Blutbolusmarkierungstechnik erzeugt, deren Sequenzparameter wie folgt waren: FAIR-Markierungstechnik, EPI-Auslese, TE 30,5 ms, TR 2500 ms, TI2 1200 ms (Zeitdauer zwischen Invertierung der Blutspins und Beginn der EPI-Auslese), TI1 1000 ms (zeitliche Länge des markierten Bolus), Matrix 128×128, Schichtdicke 8 mm, FOV 240 mm, Akquisitionszeit 282 s.

In der grauen Hirnsubstanz des normalen Hirngewebes zeigt sich der im Vergleich zur weißen Hirnsubstanz deutlich höhere Blutfluss. Das Signal in der weißen Hirnsubstanz liegt nur wenig über dem Signal des Hintergrundrauschens (Abb. 4), wie es bei dieser Technik bereits beschrieben wurde [33]. Aufgrund der Sequenztechnik kommt es zu Artefakten des venösen Blutes in Sinus oder großen oberflächlichen Venen, wie in Abb. 4 deutlich im Sinus sagittalis superior zu sehen [13, 29, 33]. In einer aktuellen Vergleichsstudie zwischen der Q2TIPS-Blutbolusmarkierungstechnik und der T2*-Kontrastmitteldynamik konnte bei 62 Patienten mit bis zu 5 Verlaufsuntersuchungen eine signifikante Korrelation der mit beiden Methoden ermittelten Werte des relativen zerebralen Blutflusses im gesunden Hirnparenchym gezeigt werden [29].

Hirnmetastasen bestimmter Primärtumoren, insbesondere von Nierenzellkarzinomen [12, 26], weisen eine starke Vaskularisation auf. Abbildung 5 zeigt eine stark durchblutete Melanommetastase links parietookzipital mit gutem Ansprechen auf die stereotaktische Einzeitbestrahlung mit 20 Gy/80% Isodose. Sowohl das Metastasenvolumen als auch der Blutfluss innerhalb der Metastase nehmen nach Strahlenbehandlung ab. Bei Melanommetastasen sind sowohl stark als auch schwach vaskularisierte Formen bekannt [4]. Abgesehen von dem schlechteren Signal-Rausch-Verhältnis der Blutbolusmarkierungstechnik Q2TIPS liefert diese der T2*-Kontrastmitteldynamik vergleichbare Informationen.

Abb. 5a–h
figure 5

67-jährige Patientin mit einer Hirnmetastase parietal links bei Bindehautmelanom vor stereotaktischer Strahlentherapie (a–d) und 9 Wochen später (e–h). T2-gewichtete Aufnahmen (a, e), T1-gewichtete kontrastmittelverstärkte Aufnahme (b, f), Q2TIPS-Sequenz (c, g), T2*-gewichtete-FID-EPI-Sequenz (d, h). Die Metastase ist hyperintens auf den Blutflussparameterbildern vor Bestrahlung (c, d). Nach der stereotaktischen Einzeitbestrahlung nehmen sowohl das Metastasenvolumen (f) als auch das Signal des Blutflusses innerhalb der Metastase ab (g, h)

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Meningeome sind häufig stark vaskularisiert [30]. Mit der Blutbolusmarkierungstechnik kann ähnlich der T2*-Kontrastmitteldynamik ein deutlich erhöhter intratumoraler Blutfluss bei einem stark vaskularisierten Meningeom festgestellt werden (Abb. 6).

Abb. 6a–d
figure 6

59-jährige Patientin mit Meningeom rechts frontal. Q2TIPS-Sequenz (a), T2*-gewichtete-FID-EPI-Sequenz (b), T1-gewichtete kontrastmittelverstärkte Aufnahme (c), T2-gewichtete Aufnahme (d). Auf beiden Blutflussparameterbildern (a, b) findet sich ein deutlich erhöhtes Signal innerhalb der homogen Kontrastmittel aufnehmenden, T2w-hyperintensen Raumforderung (c, d)

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Die Abb. 7 und 8 demonstrieren einen typischen Befund eines Glioblastoms mit erhöhtem Blutfluss im soliden Tumoranteil und erniedrigtem Signal in den nekrotischen, zentralen Tumorarealen (Abb. 7) bzw. den eingebluteten Tumorarealen (Abb. 8). Entsprechend den Ergebnissen der Blutbolusmarkierungstechnik sind ein erhöhter Blutfluss im Kontrastmittel aufnehmenden Tumoranteil und ein erniedrigter Blutfluss in zystischen oder nekrotischen Tumorarealen aus Untersuchungen mittels Xenon-CT und der T2*-Kontrastmitteldynamik bekannt [19, 20, 28]. In einer aktuellen Vergleichstudie zwischen der Q2TIPS-Blutbolusmarkierungstechnik und der T2*-Kontrastmitteldynamik an 29 Gliompatienten und 7 Patienten mit Hirnmetastasen konnte eine signifikante Korrelation der mit beiden Methoden ermittelten Werte des relativen zerebralen Blutflusses innerhalb des Tumorgewebes festgestellt werden. Mit beiden Methoden konnte durch die Blutflussmessung im Tumorgewebe verlässlich zwischen hoch- und niedriggradigen Gliomen unterschieden werden [28].

Abb. 7a–c
figure 7

68-jähriger Patient mit zystischem Glioblastom links parietal. Q2TIPS-Sequenz (a), FLAIR-Sequenz (b), T1-gewichtete kontrastmittelverstärkte Aufnahme (c). Im Kontrastmittel aufnehmenden Randbereich des Tumors zeigt sich ein erhöhter Blutfluss. Das zentrale, zystische Areal weist dagegen ein deutlich erniedrigtes Signal auf dem Blutflussparameterbild im Vergleich zur grauen Hirnsubstanz auf (a)

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Abb. 8a–c
figure 8

37-jähriger Patient mit teils eingeblutetem Glioblastom rechts frontal. Q2TIPS-Sequenz (a), FLAIR-Sequenz (b), T1-gewichtete kontrastmittelverstärkte Aufnahme (c). Der solide, stark durchblutete Tumoranteil ist deutlich zu erkennen (Pfeil), während im eingebluteten Tumoranteil kein Blutflusssignal zu detektieren ist (offener Pfeil)

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Das Bildbeispiel eines WHO-Grad-II-Oligodendroglioms zeigt einen großen Tumor mit niedrigem Blutfluss im Vergleich zur kontralateralen grauen Hirnsubstanz (Abb. 9), wie aus Untersuchungen mit der Positronenemissionstomographie (PET) bereits bekannt [18].

Abb. 9a–c
figure 9

66-jähriger Patient mit Oligodendrogliom WHO-Grad II links frontal. Q2TIPS-Sequenz (a), FLAIR-Sequenz (b), T1-gewichtete kontrastmittelverstärkte Aufnahme (c). Die T2w-hyperintense Raumforderung mit flauem inhomogenem Enhancement hat einen der weißen Hirnsubstanz vergleichbaren Blutfluss

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Die Blutbolusmarkierungstechniken eignen sich auch in der zerebralen Ischämiediagnostik zur Detektion einer Minderdurchblutung [5]. Allerdings stoßen die ASL-Techniken bei Konditionen mit verlangsamtem Blutfluss und einer Verlängerung der arteriellen Transitzeit wie bei zerebralen Ischämien an methodische Probleme bei der Blutflussbestimmung, da die als endogener Tracer verwendete Markierung des Blutbolus exponentiell mit der Longitudinalrelaxation T1 zerfällt und somit eine kurze Halbwertszeit besitzt. Durch spezifisch adaptierte Sequenzen und Auswertealgorithmen konnten diese Limitationen weitgehend reduziert werden [5]. Dennoch sind die Blutbolusmarkierungstechniken in der Akutdiagnostik eines Schlaganfalls aufgrund der im Vergleich zur T2*-Kontrastmitteldynamik bis zu 5fach verlängerten Akquisitionszeit und des schlechteren Signal-Rausch-Verhältnisses in der klinischen Routine derzeit nicht sinnvoll einsetzbar.

Abbildung 10 zeigt bei einem subakuten, in der T2-Wichtung bereits demarkierten Infarkt einen verminderten Blutfluss, der über das reine Infarktareal hinausreicht und somit auch das schlecht durchblutete Gewebe um den Infarktkern zu erfassen scheint.

Abb. 10a,b
figure 10

54-jährige Patientin mit zerebraler, mikroangiopathisch bedingter Ischämie frontal rechts. T2-gewichtete Aufnahme (a), Q2TIPS-Sequenz (b). Frontal rechts zeigt sich eine T2w-hyperintense Infarktzone (a) mit vermindertem Blutfluss (b). Das Areal mit vermindertem Blutfluss dehnt sich über die in der T2-Wichtung sichtbare Infarktzone aus

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Die Anwendung der MR-Perfusionsmessungen bei psychiatrischen Erkrankungen ist derzeit Gegenstand intensiver Arbeiten [34]. Die nichtinvasive Erfassung die Erkrankungen begleitender pathophysiologischer Veränderungen ist eine anspruchsvolle Herausforderung. Erste Ergebnisse konnten aufzeigen, dass fokale Änderungen der neuronalen Aktivität mit einer Änderung des zerebralen Blutflusses bei psychiatrischen Erkrankungen assoziiert sind. Beispielsweise findet sich bei der Alzheimer-Demenz eine Minderung der kortikalen Perfusionswerte in den von der Erkrankung am stärksten betroffenen Hirnarealen [2]. Abbildung 11 zeigt eine Gegenüberstellung der Blutflussparameterbilder eines 30-jährigen Patienten mit Schizophrenie und eines 70-jährigen Gesunden. Bei beiden konnte eine gleich stark ausgeprägte Minderung der Frontallappenaktivierung mit Hilfe von Arbeitsgedächtnistestaufgaben festgestellt werden. Die normalen Blutflusswerte des Patienten mit Schizophrenie unterstützen die Hypothese einer frontalen Dysfunktion bei Vorliegen einer Schizophrenie und widersprechen der These, dass eine verminderte Perfusion der Frontallappen bei dieser Erkrankung vorliegt [14]. Der ältere Patient zeigte eine Hypoperfusion frontal und eine normale Perfusion parietookzipital. Dieser sog. "frontookzipitale Shift" des Blutflusses korrespondiert mit kortikalen Reorganisationsprozessen bei älteren Patienten [11]. Kombiniert mit der funktionellen MRT sind diese ersten Ergebnisse der Q2TIPS-Perfusionsmessung bei diesem Patientengut viel versprechend und bedürfen der Evaluation in systematischen Patientenstudien.

Abb. 11
figure 11

Blutflussparameterbilder der Q2TIPS-Sequenz eines 30-jährigen Patienten mit Schizophrenie und normalen Blutflusswerten frontal (a), sowie eines 70-jährigen Gesunden mit Hypoperfusion frontal und normaler Perfusion parietookzipital (b). Bei beiden konnte eine gleich stark ausgeprägte Minderung der Frontallappenaktivierung mit Hilfe von Arbeitsgedächtnistestaufgaben festgestellt werden. Die anatomischen, konventionellen MRT-Aufnahmen ergaben in beiden Fällen einen Normalbefund

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Perspektive

Eine größere Verbreitung der ASL-Technik in der klinischen Routine ist bei Verwendung von Hochfeld-MR-Tomographen zu erwarten, da das Signal-zu-Rausch-Verhältnis des Blutflusssignals bei Akquisition mit 3-T-MR-Tomographen deutlich höher ist im Vergleich zu Akquisitionen mit 1,5-T-MR-Tomographen.

Die Genauigkeit einer absoluten Quantifizierung, die prinzipiell die QUIPSS-II- bzw. Q2TIPS-Techniken bieten, ist jedoch noch an etablierten Methoden, wie z. B. der PET, oder einem standardisierten Blutflussmodell weiter zu evaluieren.

Fazit für die Praxis

Die ASL-Technik bietet eine nichtinvasive, an kommerziellen Scannern einsetzbare Methode, um mit einem Zeitaufwand von etwa 5 min Messungen des relativen Blutflusses im Gehirn bei Tumorerkrankungen, psychiatrischen Krankheitsbildern und Schlaganfällen durchzuführen. Gegenüber der kontrastmittelverstärkten T2*-Dynamik hat diese Technik als Limitationen ein schlechteres Signal-Rausch-Verhältnis und eine längere Akquisitionszeit.