Im Gegensatz zur Magnetresonanztomographie (MRT) der meisten anderen Weichteilgewebe und Organe bereitet die protonenbasierte MRT der Lunge deutlich größere technische und deshalb auch diagnostische Schwierigkeiten. Dies ist v. a. auf die niedrige Signalintensität des Lungenparenchyms zurückzuführen, die durch die geringe mittlere Protonendichte und die kurze T2*-Relaxationszeit verursacht wird. Beide Eigenschaften gehen auf die heterogene Mikrostruktur des Lungengewebes zurück, das überwiegend aus den mikroskopischen luftgefüllten Alveolen mit einer großen Grenzfläche zwischen Luft einerseits und Gewebe und Blut andererseits besteht. Eine Folge dieses Aufbaus sind stark variierende mikroskopische Magnetfelder innerhalb kleinster Abstände, die sich dem Hauptmagnetfeld (B0) und den Gradientenfeldern überlagern und so zu Artefakten und Signalauslöschungen führen. Eine unmittelbare Beurteilung des Lungenparenchyms und der Lungenventilation ist auf konventionellen MRT-Aufnahmen daher im Allgemeinen nur schwer oder gar nicht möglich.

Vor diesem Hintergrund wurde 1996 von Edelman et al. [4] vorgeschlagen, molekularen Sauerstoff (O2) als paramagnetisches Kontrastmittel für die Protonen-MRT der Lunge einzusetzen. Der in jeder klinischen Umgebung verfügbare Sauerstoff bewirkt mit seinen paramagnetischen Eigenschaften eine Verkürzung der T1-Relaxationszeit des Lungengewebes, ähnlich (wenn auch weit weniger ausgeprägt) wie gadoliniumhaltiges Kontrastmittel die T1-Relaxationszeit des Bluts reduziert.

Grundlagen

Signalentstehung und Physiologie

Nach der Inhalation von reinem Sauerstoff beobachtet man eine effektive T1-Verkürzung des Lungenparenchyms von ungefähr 10–15% im Vergleich zur Einatmung von Raumluft [2, 4, 9]. Dieser Wert ergibt sich aus den unterschiedlichen T1-Veränderungen aller Protonen, die innerhalb eines Bildpunkts (Voxels) zum Gesamtsignal beitragen — gemittelt also über alle Gewebearten (v. a. Blut, Blutgefäße, Alveolarzellen, Bindegewebe) innerhalb des Voxels. Hauptsächlich beruht die beobachtete T1-Verkürzung jedoch auf der erhöhten Sauerstoffkonzentration im kapillaren Blut der Lunge; daher liefert die sauerstoffbasierte Lungen-MRT eine kombinierte Information dreier physiologischer Parameter [4, 9]:

  • Der inhalierte Sauerstoff muss zunächst das entsprechende Lungenareal erreichen; hierfür ist eine ausreichende Ventilation des Areals erforderlich.

  • Zudem muss frisches kapillares Blut antransportiert werden, in dem der Sauerstoff gelöst werden kann; die Lungenperfusion ist also eine weitere Voraussetzung für die beobachtete T1-Veränderung.

  • Schließlich ist der Übergang des Sauerstoffs aus den Alveolen in das Kapillarblut, also die Sauerstoffdiffusion erforderlich, um den Sauerstoffgehalt des Bluts zu ändern.

Man kann die sauerstoffbasierte Lungen-MRT somit als Bildgebung der „Lungenfunktion“ (hier zu verstehen als die Kombination von Ventilation, Perfusion und Diffusion) betrachten.

Eine aktuelle Veröffentlichung [20] beschreibt als alternativen Kontrastmechanismus zum T1-Effekt im Blut die T2*-verkürzende Wirkung des paramagnetischen Sauerstoffs mit einer T2*-Reduktion um etwa 10%. Während die Messung der sehr kurzen T2*-Zeiten zwischen 1,6 und 1,9 ms technisch aufwändig und fehlerbehaftet ist, bietet diese Methode auf der anderen Seite die Möglichkeit, eine Ventilationsmessung mit weniger Einfluss der Perfusion und Diffusion durchzuführen.

MRT-Pulssequenzen

Für die sauerstoffbasierte T1-gewichtete Lungen-MRT können verschiedene Pulssequenzen eingesetzt werden, soweit diese die folgenden Eigenschaften haben:

  • Da die Sauerstoff-MRT auf der Änderung der T1-Relaxationszeit des Lungengewebes beruht, müssen T1-wichtende Pulssequenzen verwendet werden. Dies wird in allen bisher veröffentlichten Studien durch eine Magnetisierungspräparation mit einem Inversionspuls (180°-Puls, „Inversion-Recovery-Präparation“) erreicht. Die typischen Inversionszeiten liegen entweder um 700 ms [4, 16, 17, 18, 23, 24] oder um 1300 ms [3, 9, 12, 14].

  • Aufgrund der Bewegung des Lungengewebes durch Herzschlag, Blutpulsation und v. a. Atmung sind sehr schnelle Sequenzen, wie z. B. Single-Shot-Sequenzen (mit vollständiger Datenauslese nach nur einer Anregung je Schicht) für die Datenaufnahmen erforderlich.

  • Die eingesetzten Sequenzen dürfen nicht zu empfindlich gegenüber Suszeptibilitätsschwankungen und kurzen T2*-Zeiten sein; ausgeschlossen sind daher echoplanare (EPI-)Verfahren oder Gradientenechosequenzen mit nichtultrakurzen Echozeiten.

Sequenzen, die die aufgeführten Eigenschaften haben, sind z. B. Single-Shot-Turbospinechosequenzen mit zentrischer k-Raum-Auslese, auch bekannt als „rapid acquisition with relaxation enhancement“ (RARE) [2, 9, 14, 23, 24]. Ähnlich aufgebaut, aber aufgrund der Auslese nur des halben k-Raums noch schneller, sind Half-Fourier-RARE-Sequenzen, die oft als „Half-Fourier-acquired-single-shot-Turbospinecho- (HASTE-)Sequenzen“ bezeichnet werden [3, 4, 11, 12, 15, 17]. Ebenfalls möglich ist die Sauerstoff-Lungen-MRT insbesondere bei niedrigen Feldstärken unter 0,5 Tesla mit Steady-state-free-precession- (SSFP-)Techniken wie der TrueFISP-Sequenz [13]. Schließlich können auch Snapshot-FLASH-Sequenzen mit extrem kurzen Echozeiten (TE <2 ms) und vorausgehender Inversionspräparation eingesetzt werden; dieser Sequenztyp ist besonders gut geeignet, um über T1-gewichtete Aufnahmen hinaus auch quantitative T1-Werte zu berechnen [1, 7, 8].

Technische Weiterentwicklungen: Triggerung, parallele Bildgebung

Gerade bei einem durch Herzschlag und Atmung (Zwerchfellposition) so stark bewegten Organ wie der Lunge ist eine zuverlässige Triggerung der MRT-Akquisition erforderlich, um Bewegungsartefakte zu reduzieren. Für die sauerstoffbasierte Lungen-MRT wurden von Vaninbroukx et al. [24] sowohl die EKG-Triggerung als auch die Atemtriggerung erprobt, die beide jeweils Vorteile gegenüber der ungetriggerten Aufnahme zeigten. Die EKG-Triggerung ermöglicht es, wiederholte Aufnahmen in identischen Phasen des Herzschlags aufzunehmen und Bewegungsartefakte während der Systole zu vermeiden. Noch wichtiger ist die Atemtriggerung, um in allen Akquisitionen identische Zwerchfellpositionen zu erhalten, da die Signalintensität des Lungengewebes signifikant von der Respirationsphase abhängt [11]. Zwischen voller In- und Exspiration variiert das Lungensignal, bedingt durch die stark unterschiedliche Protonendichte des Lungengewebes, typischerweise um über 50%, und kann so die häufig geringere Signaländerung durch die Raumluft- und Sauerstoffatmung überdecken. Besondere Vorteile bietet die Datenakquisition in Endexspiration, da hier einerseits die Protonendichte und somit die Signalintensität des Lungenparenchyms am höchsten ist und andererseits die Zwerchfellposition in wiederholten Aufnahmen deutlich einheitlicher ist als bei Inspiration [10].

Neben der exakten Triggerung der Lungen-MRT ist eine gleichzeitig schnelle und möglichst artefaktfreie Akquisition wünschenswert. Verbesserungen lassen sich diesbezüglich mit neuen Akquisitionstechniken erzielen, die unter den Namen „parallele Bildgebung“, „partially parallel acquisition“ (PPA) oder „parallel acquisition techniques“ (PAT) seit den späten 1990er Jahren entwickelt wurden [5, 21, 22]. Die grundlegende Idee dieser Techniken besteht darin, mehrere RF-Empfangsspulen mit unterschiedlichen räumlichen Sensitivitätsprofilen „parallel“ zu benutzen und so gleichzeitig mehrere Rohdatensätze mit einer reduzierten Anzahl von Phasenkodierschritten zu akquirieren. Aus diesen reduzierten und somit schneller akquirierten Rohdatensätzen kann nun mit speziellen Rekonstruktionsalgorithmen (die bekanntesten sind SMASH [22], SENSE [21] und GRAPPA [5]) wieder ein vollständiges Bild berechnet werden, das der Aufnahme eines kompletten Rohdatensatzes entspricht. Wesentlich für die Bildrekonstruktion ist dabei die Kenntnis der Sensitivitätsprofile der einzelnen Spulenelemente; diese Sensitivitätsprofile beschreiben das Volumen, das mit jedem einzelnen Spulenelement aufgenommen werden kann. Gerade bei der Lungen-MRT besitzt die parallele Bildgebung mehrere Vorteile:

  • Die Aufnahmedauer/Schicht wird verkürzt; dies ist besonders bei der Akquisition in Endexspiration wichtig, da so die maximale Atemanhaltedauer für Patienten reduziert werden kann oder sogar freie Atmung möglich wird.

  • Bei schnellen Single-shot-Sequenzen wie z. B. der RARE- oder HASTE-Sequenz reduziert die parallele Bildgebung die Länge des Echozugs und damit die typischen Unschärfeartefakte („blurring“), die durch den T2-Signalzerfall während der Auslese entstehen.

  • Schließlich ermöglicht die parallele Bildgebung bei sonst gleichen Akquisitionsparametern kürzere Echozeiten bei der HASTE-Sequenz. Auf diese Weise kann das Signal-zu-Rausch-Verhältnis, das bei der parallelen Bildgebung methodisch bedingt reduziert ist [21], verbessert werden.

Die Vorteile der parallelen Bildgebung für die Lungen-MRT wurden z. B. von Heidemann et al. [6] beschrieben. Dietrich et al. [3] zeigten, dass sich mit der Kombination aus paralleler Bildgebung und EKG- sowie Atemtriggerung die sauerstoffbasierte Lungen-MRT mit bis zu 6 Schichten in einer klinisch akzeptablen Zeit von 10–15 min durchführen lässt.

Klinische Anwendungen

Die sauerstoffbasierte Lungen-MRT wurde in verschiedenen Studien untersucht, die jeweils eine gute Korrelation zwischen den evaluierten MRT-Parametern und der konventionellen Lungendiagnostik, wie z. B. den Ergebnissen der Kohlenmonoxid-Diffusionskapazität (DLCO), der Sekundenkapazität („forced expiratory volume in one second“, FEV1) oder der Ventilationsszintigraphie, fanden. Ohno et al. [17, 18] untersuchten Patienten mit Bronchialkarzinom und mit Lungenemphysem und wiesen eine gute Korrelation zwischen dem maximalen Signalanstieg in der sauerstoffbasierten Lungen-MRT einerseits und FEV1 sowie DLCO andererseits nach. In einer weiteren Studie [19] konnte die gleiche Arbeitsgruppe mit der sauerstoffbasierten Lungen-MRT erfolgreich den postoperativen Wert der Sekundenkapazität FEV1 bei Patienten mit Bronchialkarzinom voraussagen. Nakagawa et al. [15] zeigten bei Patienten mit Lungenembolie, dass die sauerstoffbasierte MRT in Übereinstimmung mit der Ventilationsszintigraphie keine Ventilationsstörung aufwies; bei diesen Patienten überwiegt also offenbar der Ventilationsanteil den diffusions- und perfusionsbasierten Kontrast. Eine Studie von Müller et al. [14] an Patienten mit verschiedenen pulmonalen Erkrankungen beschreibt eine gute Korrelation zwischen der Steigung des Signalanstiegs nach dem Umschalten des Gases von Raumluft zu reinem Sauerstoff und der DLCO. Jakob et al. [8] fanden bei Patienten mit Mukoviszidose, dass die Änderung der T1-Relaxation bei unterschiedlichen Sauerstoffkonzentrationen gut mit den durch Perfusionsstörungen charakterisierten betroffenen Lungenarealen korrelierte.

Akquisitionsparadigmen und Auswertung

Die oben beschriebene Änderung der T1-Relaxationszeit nach Inhalation von Sauerstoff lässt sich ausnutzen, um das ventilierte Lungengewebe in einem Differenzbild T1-gewichteter Akquisitionen signalreich darzustellen: Typischerweise wird hierzu ein Blockparadigma eingesetzt, das aus alternierenden Messblöcken mit Atmung von Raumluft (21% Sauerstoffanteil) und Sauerstoff besteht (Abb. 1). Die T1-Veränderung kann nun z. B. direkt als Differenz der gemittelten Aufnahmen unter Raumluft einerseits und unter Sauerstoff andererseits dargestellt werden [2, 11, 15, 23]. Statt des Absolutwerts der Differenz wird oft auch die relative Differenz, also die Signaldifferenz, normiert auf die Signalintensität unter Raumluftatmung dargestellt [3, 4, 14, 17, 18, 19].

Abb. 1
figure 1

Blockparadigma bei Sauerstoff-MRT zur Messung der Lungenfunktion

Die Berechnung eines (absoluten oder relativen) Differenzbildes der T1-gewichteten Daten mit Raumluft- und Sauerstoffatmung ist die einfachste Art, um die Lungenfunktion signalreich darzustellen, und kann ohne spezielle Software an jedem klinischen MRT-System durchgeführt werden. Bei der Berechnung muss jedoch berücksichtigt werden, dass nach der Umstellung des Atemgases von Raumluft auf Sauerstoff (und umgekehrt) eine gewisse Zeit erforderlich ist, bis eine Gleichgewichts-T1-Zeit (und damit ein wieder konstantes Signal) erreicht ist; dies ist ebenfalls in Abb. 1 dargestellt. In einer Untersuchung an gesunden Probanden fanden Arnold et al. [1] beispielsweise Zeitkonstanten zwischen 23 und 83 s für den exponenziellen Übergang zwischen beiden T1-Werten; für den exponenziellen Übergang zwischen den entsprechenden Signalintensitäten bei gesunden Probanden geben Naish et al. [16] Zeitkonstanten zwischen 30 und 68 s an. Diesen Übergangszeitraum kann man einerseits vermeiden, indem man den Patienten vor jedem Messblock einige Minuten Raumluft bzw. Sauerstoff atmen lässt, sodass ein Gleichgewichtszustand erreicht ist, bevor weitere Bilder akquiriert werden [12]. Andererseits wurde jedoch gezeigt, dass die Steigung dieses Signalanstiegs gut mit anderen klinischen Daten korreliert [14]. Daher ist es sinnvoll, die Datenakquisition auch während der Sauerstoff-An- und -Abreicherungsphase fortzusetzen und auf diese Weise für die Auswertung sowohl Differenzbilder als auch Signaländerungsraten berechnen zu können [14]. Speziell bei der Berechnung der Differenzbilder muss dann jedoch mit einem gewissen systematischen Fehler gerechnet werden, der durch die Mittelung von Daten mit unterschiedlichen Signalintensitäten entsteht.

Studienziel

In dieser Studie soll untersucht werden, wie sich Differenzbilder auf optimale Weise aus kontinuierlich akquirierten Sauerstoff-MRT-Datensätzen berechnen lassen, in denen ein wesentlicher Teil der T1-gewichteten Aufnahmen jeweils im Übergangsbereich zwischen Raumluft- und Sauerstoffatmung liegen. Hierzu werden Differenzbilder berechnet, bei denen ein Teil der Daten, der unmittelbar nach dem Umschalten des Atemgases akquiriert wurde, nicht berücksichtigt wird, und die systematischen Abweichungen und statistische Variation der ermittelten Parameter analysiert.

Methoden

Probanden und MRT-Akquisition

Bei 10 gesunden Probanden im Alter von 20–37 Jahren wurde eine Sauerstoff-MRT der Lunge durchgeführt. Für die Untersuchung verwendeten wir eine T1-wichtende schichtselektive Inversion-recovery-HASTE-Sequenz (TI 1300 ms, TE 11 ms, Echoabstand 2,7 ms) mit paralleler Bildgebung (Beschleunigungsfaktor 2, 24 Referenzlinien) auf einem 1,5-T-Ganzkörper-MR-Tomographen (MAGNETOM Sonata, Siemens Medical Solutions, Erlangen). Bei 6 Probanden wurden jeweils 4 Schichten akquiriert, bei 4 Probanden 6 Schichten (Schichtdicke 8 mm, Schichtabstand 16 mm, Phasenkodierrichtung: rechts-links, Matrix 128×128, FOV 400×400 mm2). Zur Signalakquisition wurde ein für die parallele Bildgebung optimiertes 8-Kanal-Oberflächenspulensystem eingesetzt (4 Kanäle anterior, 4 Kanäle posterior). Die erforderlichen Referenzlinien zur Messung der räumlichen Spulensensitivitätsprofile wurden unmittelbar vor der Serie mit 80 Messungen (Blockparadigma: 20-mal Raumluft, 20-mal Sauerstoff, 20-mal Raumluft, 20-mal Sauerstoff) aufgenommen; die Bildrekonstruktion erfolgte mit einem GRAPPA-Algorithmus. Durch die parallele Bildgebung lässt sich die Dauer der Datenakquisition je Schicht von 214 auf 115 ms verkürzen; die minimale Echozeit kann von 19 auf 11 ms reduziert werden.

Die HASTE-Sequenz ist gleichzeitig EKG- und atemgetriggert: Die Atemtriggerung wurde mit einem Atemgurt durchgeführt und startet die Messung, wenn die Endexspiration fast erreicht ist; die HASTE-Echozüge werden mit der EKG-Triggerung so positioniert, dass sie in die diastolische Herzphase fallen, um Bewegungsartefakte zu vermeiden. Diese Positionierung der Auslese wird durch die beschleunigte Akquisition mit paralleler Bildgebung deutlich robuster und erfordert weniger Kooperation seitens der Patienten (kein Atemanhalten in Endexspiration, statt dessen freies Atmen). Insgesamt beträgt die Messzeit für 80 Repetitionen auf diese Weise 80 Atemzüge; da die untersuchten Patienten gebeten werden, tief und langsam zu atmen, entspricht dies einer Messdauer von insgesamt 8–13 min. Mit dieser kurzen Messzeit für die sauerstoffbasierte Mehrschicht-Lungen-MRT wird die Kombination mit weiteren MR-Untersuchungen wie der Lungenperfusionsmessung oder der Lungen-MR-Angiographie in einem routinetauglichen Protokoll möglich. Weitere Details der eingesetzten Messmethode sind in [3] beschrieben.

Auswertung

Für alle Probanden und alle akquirierten Schichten wurden Parameterkarten des relativen Signalanstiegs, also der Signaldifferenz unter Sauerstoff- und Raumluftatmung normiert auf das Raumluftsignal, berechnet. Hierzu wurden jeweils die Akquisitionen unter Raumluftatmung und jene unter Sauerstoffatmung gemittelt und pixelweise die Differenz zwischen diesen Mittelwerten berechnet, die auf den Mittelwert unter Raumluftatmung normiert wurde. Um den Einfluss der Übergangsphase nach der Umstellung des Atemgases zu untersuchen, wurden die ersten n Akquisitionen nach der Umstellung bei der Berechnung der Mittelwerte nicht berücksichtigt. Die Anzahl n haben wir dabei von 0 (alle Akquisitionen berücksichtigt) bis 19 (nur die ersten 20 Akquisitionen und die jeweils letzte vor der Atemgasumstellung berücksichtigt) variiert. Die Auswahl der verwendeten Messungen ist in Abb. 2 schematisch dargestellt.

Abb. 2
figure 2

Auswahl 20 verschiedener Teilmengen (n=0 ... 19) aller Messungen zur Berechnung der Differenzbilder, um den Einfluss der kontinuierlichen Signaländerung nach Wechsel des Atemgases zu analysieren

Zur weiteren Auswertung der Parameterkarten wurde auf allen Schichten das Lungenareal eingezeichnet (Abb. 3). Um zusätzlich das Signal großer Gefäße auszuschließen, wurde dann innerhalb dieser Areale der Schwellwert berechnet, unterhalb dessen das Signal von 80% aller Bildpunkte des T1-gewichteten Bildes lag, um so jene 20% des Bildes mit der größten Signalintensität vor der Auswertung zu entfernen. In den verbleibenden Regionen wurden, gemittelt über alle Schichten jedes Probanden, der Mittelwert und die räumliche Standardabweichung (also die Standardabweichung der Pixeldaten innerhalb der Region) des relativen Signalanstiegs berechnet. Als Maß für die Datenqualität haben wir schließlich das Verhältnis von Mittelwert und Standardabweichung des Signalanstiegs bestimmt.

Abb. 3
figure 3

Berechnung des Mittelwerts und der räumlichen Standardabweichung der relativen Signaldifferenz im Lungenparenchym

Ergebnisse

Die Änderung des relativen Signalanstiegs in Abhängigkeit von der Anzahl der nicht berücksichtigten Akquisitionen ist in Abb. 4a dargestellt. Gemittelt über alle Probanden variiert der relative Signalanstieg von 9,4% bei Berücksichtigung aller Akquisitionen bis zu 17,4%, wenn nur die jeweils letzte Akquisition vor dem Umschalten des Atemgases berücksichtigt wird. Die Änderung des Signalanstiegs wird dabei zunächst flacher und erreicht (mit deutlichen individuellen Unterschieden) bei etwa 10 verworfenen Akquisitionen einen vorläufigen Plateauwert, bevor sie für sehr wenige verwendete Akquisitionen (n >15) weiter ansteigt. Die entsprechende räumliche Standardabweichung des Signalanstiegs ist in Abb. 4b aufgetragen und liegt monoton anwachsend zwischen 6,2 und 14,1%. Das Verhältnis dieser beiden Größen beträgt (gemittelt über alle 10 Probanden) 1,5, wenn alle Akquisitionen verwertet werden, und wächst bis auf 1,8 an für Auswertungen, bei denen zwischen 5 und 8 Datenpunkte verworfen werden. Bei noch mehr nicht verwendeten Akquisitionen fällt das Verhältnis schließlich bis auf 1,2 ab (Abb. 4c).

Abb. 4a–c
figure 4

Relativer Signalanstieg (a), räumliche Standardabweichung (b) und Verhältnis von Signal zu Standardabweichung (c) in Abhängigkeit von der Anzahl n der nach jedem Atemgaswechsel nicht berücksichtigten Akquisitionen. Grau: Einzelne Probandenmessungen, schwarz: Mittelwert und Standardabweichung über alle Probanden

Beispiele für Parameterkarten des relativen Signalanstiegs mit einer unterschiedlichen Anzahl verworfener Daten sind in Abb. 5 dargestellt. In den Beispielen sind sowohl der zunehmende Signalanstieg bei mehr verworfenen Datenpunkten zu erkennen als auch das zunehmende Bildrauschen, das einer größeren räumlichen Standardabweichung in den Parameterkarten entspricht.

Abb. 5
figure 5

Relativer Signalanstieg in Abhängigkeit von der Anzahl n der nach jedem Atemgaswechsel nicht berücksichtigten Akquisitionen

Diskussion

Die Ergebnisse zeigen, dass abhängig von der Anzahl der verwendeten Akquisitionen entweder systematische oder statistische Abweichungen überwiegen. Verwirft man keine oder sehr wenige Akquisitionen, nachdem das Atemgas umgeschaltet wurde, (0 ≤n ≤4), sind die berechneten Signaländerungen systematisch zu klein, da das Signal jeweils seinen neuen Gleichgewichtswert noch nicht erreicht hat. Gleichzeitig ist jedoch auch das statistische Rauschen (die räumliche Standardabweichung) minimal, da am meisten Akquisitionen gemittelt wurden. Vergrößert man die Anzahl der verworfenen Messungen, wächst das gemessene Signal an, aber zugleich verschlechtert sich auch die Standardabweichung. Die Signaländerung scheint bei mehreren Probanden von etwa 10 verworfenen Änderungen an ein Plateau aufzuweisen, das erst bei sehr wenig verwerteten Akquisitionen (n >15) wieder verlassen wird. Dieses Plateau entspricht vermutlich dem tatsächlichen sauerstoffinduzierten Signalanstieg; erst die deutliche Verschlechterung der Datenqualität bei sehr wenig ausgewerteten Akquisitionen führt zu einem erneuten Anstieg, und damit zu einem neuen systematischen Fehler, der durch die schlechtere Statistik verursacht wird.

Es entspricht den Erwartungen, dass das Verhältnis von Signalanstieg zu Standardabweichung bei 5 bis 8 verworfenen Datenpunkten maximal wird, da hier der systematische Fehler durch die Signaländerung nach dem Atemgasumschalten schon klein geworden und das statistische Rauschen noch nicht stark angewachsen ist. Das Optimum für die nicht zu verwendenden Aufnahmen liegt mit einer Zeitdauer von 5–8 Atemzügen, die etwa 40–70 s entsprechen, etwa in der Größenordnung, die Arnold et al. [1] und Naish et al. [16] für die T1- und Signaländerung gemessen haben . Deshalb kann man davon ausgehen, dass der berechnete Signalanstieg nach 8 verworfenen Messungen schon weitgehend dem tatsächlichen Signalanstieg in der Gleichgewichtsphase entspricht.

Den Ergebnissen liegen Messungen an gesunden Probanden zugrunde. Bei Patienten mit Lungenerkrankungen kann mehr Zeit erforderlich sein, um nach dem Atemgaswechsel das Gleichgewichtssignal zu erreichen, sowohl infolge eines geringeren Atemvolumens als auch einer verlangsamten Sauerstoffdiffusion aus den Alveolen in das Kapillarblut. Im Allgemeinen sollte daher die hier bestimmte Anzahl der für die Signaldifferenz nicht verwerteten Akquisitionen eher als untere Grenze für eine optimierte Differenzberechnung angesehen werden. Insbesondere weisen die Ergebnisse darauf hin, dass ein Blockparadigma für Probanden mit Sauerstoff- und Raumluftatmung mindestens 15–20 wiederholte atemgetriggerte Akquisitionen je Block erfordert, um einen Gleichgewichtszustand zu erreichen und zugleich ausreichend viele Datenpunkte für verlässliche gemittelte Daten zu akquirieren. Bei Patienten ist dementsprechend eher eine größere Anzahl von 20–30 Wiederholungen je Block anzustreben. Noch mehr Messwiederholungen könnten die Qualität der berechneten Signaldifferenzkarten zwar weiter verbessern, wären aber ungünstig wegen der langen Messzeit und für die Auswertung der Signaldynamik, die auf Daten aus dem Nichtgleichgewichtsbereich beruht.

Fazit für die Praxis

Die Berechnung der Signaldifferenzen von T1-gewichteten MRT-Akquisitionen unter Raumluft- und Sauerstoffatmung ist eine etablierte und einfach durchzuführende Auswertungsmethode der sauerstoffbasierten Lungen-MRT. Bei der Berechnung ist jedoch zu berücksichtigen, dass nach dem Umschalten des Atemgases eine gewisse Zeit erforderlich ist, bevor das Signal des Lungenparenchyms einen Gleichgewichtswert erreicht. Verwendet man ein Blockparadigma mit 4 Blöcken von je 20 Wiederholungen, ist zu empfehlen, nach jedem Wechsel des Atemgases die Messungen der ersten 5–8 Atemzüge zu verwerfen (bei nichtatemgetriggerten Pulssequenzen entspricht dies ungefähr den Messungen der ersten 60 s nach dem Atemgaswechsel). Da diese Wartezeit wesentlich von der Lungenphysiologie und der Dauer der Sauerstoffan- und -abreicherung im Kapillarblut abhängt, ist auch bei anderen Messparadigmen von ähnlichen Zeiten auszugehen.