Die Magnetresonanztomographie (MRT) der Niere wird derzeit überwiegend zur Darstellung der Nierenmorphologie verwendet. Die im MRT darstellbaren Veränderungen der Morphe können Folge einer prärenalen (Art. renalis Verschluß, Blutdruckabfall, Hämolyse), einer intrarenalen (akute Tubulusnekrose, makro- und mikrovaskuläre Erkrankungen, Nephrititiden) oder postrenalen (erworbene Harnabflussbehinderungen im Bereich von Nierenbecken, Ureter, Blase oder Urethra, wie z. B. Tumoren oder Prostataadenom) Störung sein. Häufigste Ursachen einer funktionellen Änderung sind z. B. Minderperfusion und/oder O2-Mangel. Obwohl für Therapie und Prognose von großem Interesse, führen diese funktionellen Veränderungen meist erst sehr spät zu einem mit MRT oder CT erfassbaren morphologischen Korrelat. Neben der Darstellung der Morphologie könnte daher die zusätzliche Bestimmung der Perfusion es ermöglichen bisher fehlende funktionelle Informationen bereitzustellen, die unter anderem auch die Diagnostik und Klassifizierung von Nierenarterienstenosen unterschiedlicher Schweregrade deutlich verbessern könnte. Eine Methode zur Quantifizierung der gesamten Nierendurchblutung sowie der kortikalen als auch der medullären Perfusion mit dem Ziel lokalen Fluss und örtliche Auflösung darzustellen, ist jedoch bisher nicht etabliert. Die verlängerte Verweildauer neuerer intravaskulärer, MRT-tauglicher Kontrastmittel und die Verbesserung dynamisch kontrastmittelunterstützter MRT- Methoden (DCE-MRI) könnte die Auflösung, Zuverlässigkeit und Quantifizierbarkeit der Nierenperfusionsmessung jedoch in einen praktisch anwendbaren Bereich verschieben. Daher war es das Ziel der vorliegenden tierexperimentellen Untersuchungen, die vorhandenen Methoden zu verbessern und zu untersuchen inwieweit sie in dieser Form sowohl für die Quantifizierung des gesamten Nierenflusses als auch für die Quantifizierung der kortikalen und medullären Perfusion mittels DCE-MRI unter Verwendung eines zugelassenen intravaskulären Kontrastmittels (KM), Gadofosveset Trisodium (Vasovist®), einsetzbar sind. Insgesamt 18 weibliche Schweine (55 ± 10kg Körpergewicht) wurden untersucht. Zunächst wurde in 7 Versuchen eine Anpassung und Optimierung der MRT-Technik an die besonderen Anforderungen der Aufgabenstelllung vorgenommen. Dazu wurden insbesondere verschiedenene MRT- Sequenzen, die Akquisitionsparameter für die Perfusionsmessung und die morphologische Darstellung der Niere optimiert. Zusätzlich wurde die Kontrastmitteldosierung für die Studie optimiert und die Reproduzierbarkeit der neu entwickelten MR-Perfusionsmessmethode untersucht. Weiterhin wurde eine Referenzmethode entwickelt, die es ermöglichte in den Räumen des MRT genaue, kontinuierliche Messungen der Nierendurchblutung durchzuführen, die Nierendurchblutung in weiten Bereichen auf vorgegebene Werte hin einzuregulieren und dort während der MRT-Messung zu fixieren: Hierzu wurde eine modifizierte Ultraschalldopplersonde (Typ 4RB, MRT kompatibel, Tran-sonic Systems Inc., USA) an der Nierenvene angebracht. Eine speziell für diesen Zweck entwickelte, von extrakorporal bedienbare Manschette (Drossel) wurde aortennah um die Arteria renalis gelegt und erlaubte es während der Untersuchungen die Nierendurchblutung in der oben genannten Weise präzise zu kontrollieren. Die MRT-Untersuchung erfolgte an einem TwinSpeed-System (GE, USA) unter Verwendung einer 8-Kanalherzoberflächenspule für den Signalempfang. Alle Untersuchungen wurden in Atemanhaltetechnik in koronaler Schichtführung mit einem Gesichtsfeld von 460 mm durchgeführt. Vor der Perfusionsmessung wurden ohne Kontrastmittelverstärkung eine T1-gewichtete gespoilte Gradientenechosequenz mit Fettsättigung und eine gemischt T1/T2-gewichtete SSFP (steady state free procession) Sequenz durchgeführt zur Ermittlung der antomischen Struktu-ren (3.1.12) und zur Berechnung des totalen renalen Volumens. Jeder dynamischen Messung gingen fünf Bildakquisitionen mit einer 3D T1-gewichteten Gradien-tenechosequenz mit einer TE (Echozeit) von 0,88 ms, TR (Repititionszeit) von 2,65 ms, Schichtdicke 8,8 mm, 4 Schichten, Matrix 128128, Phasen-FOV 0,62, Rekonstruktionsmatrix 256256, 4 Mittelungen und unterschiedlichen Anregungswinkeln (2°, 5°, 10°, 20°, 30°) voraus. Unmittel- bar nach Akquisition dieser Bilder wurde in der gleichen Schichtposition eine 3D T1-gewichtete Gradientenechosequenz mit denselben Sequenzparametern mit Ausnahme des Anregungswinkels 30° - halber Fourierabtastung ohne Mittelung aufgenommen. Die Kontrastmittelanflutung wurde über einen Zeitraum von 105,6 s an 65 Zeitpunkten mit einer zeitlichen Auflösung von 1,65 s ge-messen. 3 ml des albuminbindenden intravaskulären Kontrastmittels (0,25 mmol/ml Gadofosveset Trisodium, Bayer Schering Pharma AG, Deutschland) wurden mit einer Geschwindigkeit von 3 ml/s gefolgt von 20 ml isotonischer Kochsalzlösung injiziert. Die Infusion wurde während der Akquisiti-on des fünften 3D- Bilddatensatzes gestartet. Zunächst wurden HF, RBF, BP kalibriert (RBF=interne Kalibrierung, sowie RBF=0 durch Drossel, BP=kalibriertes Manometer: Referenz=Quecksilbermanometer BP=0mmHg/100mmHg und 200mmHg), dann wurden diese Größen gemessen (Schwein im MRT, beatmet) bis stabile Herz-Kreislauf- Verhältnisse vorhanden waren (erkennbar an HF und BP). Schliesslich wurde die MR-Bildgebung gestartet. Dazu wurde die RBF-Messung abgeschaltet (während die restliche Registrie-rung der HK-Parameter bis ans Versuchsende durchlief) und direkt nach Abschluss der Sequenz wieder eingeschaltet, da das MR-Signal die RBF-Messsung störte. Vor Beginn der MR-Bildgebung wurde der Gesamtnierenfluss mit der Ultraschalldopplersonde im MRT-Raum gemessen. Die Perfusionsmessung wurde bei jedem Schwein über den gesamten Ver-suchszeitraum kontinuierlich durchgeführt und jeweils nur kurz für die MRT-Bildgebung unterbro-chen. Es wurde angestrebt den Nierenblutfluss mit der implantierten Nierenarteriendrossel bei der ersten Messung auf 60 %, bei der zweiten Messung auf 40 % und bei der dritten Messung auf 20 % des Ruheflusses zu reduzieren. Abschliessend wurde eine vierte Messung mit vollständig geöffneter Nierearteriendrossel durchgeführt. Der Satz von fünf 3D T1-gewichteten Gradientenechobildern mit den unterschiedlichen Anre-gungswinkeln (2°, 5°, 10°, 20°, 30°) akquiriert vor jeder dynamischen Messung wurde dazu verwendet die longitudinale basale Relaxationsrate (R10) und die Magnetisierung (M0) voxelweise zu berechnen (Li 2000). Anschließend wurden die Parameterkarten R10 und M0 dazu verwendet, um die dynamischen bewegungskorrigierten Messungen in 4D Karten der Relaxationsratenänderung (R1(t)) umzurechnen (Li 2000). Die arterielle Eingangsfunktion (AIF) wurde gemittelt nur aus den-jenigen Voxeln der R1(t)-Karte welche vollständig innerhalb der Aorta lagen, um Partialvolumenef-fekte zu vermeiden. Anschließend wurde mit Hilfe der AIF und der R1(t)-Karte mit Hilfe der Singu-lärwertzerlegung die Perfusion voxelweise berechnet (Ostergaard, Weisskoff et al. 1996). Die Sequenzen (gemischt T1/T2-gewichtete SSFP (steady state free procession) Sequenzen) zur Be- stimmung der Anatomie wurden dazu verwendet, die ipsilaterale Niere, d.h. die Niere, bei der der Fluss während der Versuche verändert worden war, in Mark-, Rinden- und nicht näher klassifizierte „restliche“ Anteile (Pyramiden) zu zerlegen. Der volumenmäßige Anteil jedes dieser Teilbereiche zum Gesamtvolumen der Niere wurde daraus berechnet. Die Sequenzen zur Ermittlung der Perfusi-on wurden dazu genutzt die mittlere Rinden- und Markperfusion zu berechnen, wobei eine mög-lichst große partialvolumenfreie Abdeckung in den Perfusionbildern angestrebt worden war. Die Gesamtdurchblutung der Niere wurde aus diesen Daten (näherungsweise) ermittelt indem die mitt-leren Perfusionen der Teilbereiche mit ihren Gesamtvolumina (berechnet aus den morphologischen Bildern) verrechnet wurden. Dabei wurde angenommen, dass nur Rinde und Mark signifikant zum Gesamtnierenblutfluss beitragen. Zwei Schweine wurden viermal unter identischen Perfusionsbedingungen untersucht. Dabei konnte sowohl die AIF als auch eine gemittelte Gewebesignalzeitkurve in Einheiten der Relaxationsrate mit einer Genauigkeit von besser als 5% reproduziert werden. Zusätzlich wurde eine Dosiseskalati-onsstudie mit Einzeldosen von bis zu 5 ml Kontrastmitteldosis bis zu einer Gesamtdosis von 18 ml durchgeführt. Dabei wurde festgestelllt, dass die dynamische Auflösung des bildgebenden Verfah- rens bis zu einer Gesamtdosis von 15 ml KM zu reprodizierbaren Ergebnissen mit linearen Abhän-gigkeiten führte. Im vorliegenden Protokoll wurde für jede Perfusionsmessung eine Injektion von 3ml KM benutzt. Die Gesamtdosis lag also deutlich unter der vorher bestimmten Maximaldosis von 18 ml, so dass für die Messungen eine gute Reproduzierbarkeit und Linearität angenommen werden durfte. Bei weiteren elf Schweinen wurden vier unterschiedliche Perfusionszustände nacheinander gemessen. Der kontrolliert reduzierte Gesamtnierenblutfluss gemessen mit der Ultraschallsonde korrelierte dabei gut mit dem Gesamtnierenblutfluss, wie er aus den Messwerten der MRT-Messung bestimmt wurde mit P<0,001 (siehe Abb. 8 A). Der Korrelationskoeffizient zwischen beiden Mess-methoden betrug 0,843. Die lineare Regression ergab eine Steigung von 0,777 und einen y-Achsenabschnitt von 24,1 ml/min. Die Perfusion von Nierenkortex und Nierenmark korrelierten ebenfalls hochgradig mit dem relativen Gesamtnierenfluss, P<0,001 (siehe Abb. 8 A + B). Erst im Bereich sehr niedriger Perfusionswerte (kleiner als 50 ml/(min cm3)) kam es zu Nichtlinearitäten, die im MRT relativ zu hohe Perfusionswerte zur Folge hatten. Der Grund dafür ist höchstwahr-scheinlich, dass der dynamische Signal- zu-Rauschabstand bei niedrigen Perfusionswerten zu gering ist und Rauschen bei der Singularwertzerlegung als Perfusion interpretiert wurde. Sehr hohe Perfu- sionswerte, im Bereich von über 400 ml/(min cm3) wurden im Gegensatz zu den niedrigen Perfusi-onswerten (s.o.) geringfügig zu niedrig bestimmt. Die in der vorliegenden Studie angewendete DCE-MRI-Technik ermöglichte sowohl die Messung der Nierenperfusion als Absolutwert wie auch die separate Bestimmung der Mark- und Rindenper-fusion. Die vorliegenden Ergebnisse zeigten, dass die entwickelte Meßmethode eine ausreichende Genauigkeit und Reproduzierbarkeit hat, um sie zur genauen, gering invasiven Bestimmung der intrarenal lokalen Perfusion einsetzen zu können.
A method for quantification of total kidney perfusion as well as cortical and medullary perfusion has not been established yet. Therefore, the aim of this animal study was to show the feasibility of quantification of total as well as cortical and medullary renal perfusion with DCE-MRI using a blood pool contrast agent, gadofosveset trisodium. A total of 18 female pigs (45-65 kg bw) were investigated, all in general anaesthesia. Seven pigs served to optimize the sequences, contrast agent dosage, and acquisition parameters for perfusion and anatomical imaging of the kidney. Additionally, the contrast medium dosage was adjusted for perfusion measurements, and the reproducibility of theMR perfusion technique was investigated. A modified ultrasound transit time flow probe (type 4RB MRI-compatible, Transonic Systems Inc., USA) was placed around the renal vein to measure absolute renal blood flow (RBF). This was done to minimize artifacts on MRI produced by the cable and flow probe. A catheter was inserted into the ear vein for contrast agent injection prior to scanning. Imaging was performed on a 1.5 Tesla TwinSpeed system (GE, USA) using an 8-channel cardiac phased-array coil for signal reception. All scans were performed in breath-hold technique in the coronal plane with a field of view of 460 mm. Prior to perfusion imaging, unenhanced morphological 2D-images were acquired with the following sequences: T1-weighted spoiled gradient echo sequence with fat saturation, T2-weighted fast spin echo sequence with fat saturation, and a mixed T1/T2-weighted steady state free precession sequence. Each dynamic scan commenced with five sets of 3D T1-weighted gradient echo images followed immediately by the the dynamic 3D T1-weighted gradient echo images. Three ml of an albumin-binding blood pool contrast agent (0.25 mmol/ml gadofosveset trisodium, Bayer Schering Pharma AG, Germany) was injected at a rate of 3 ml/s followed by 20 mL saline injection at the same rate. Infusion started simultaneously with the acquisition of the fifth 3D image. Prior to imaging, total baseline kidney blood flow was determined by the ultrasound probe in the scanner room. Perfusion measurement was repeated four times in each pig with a delay of 20 minutes between acquisitions. It was aimed to reduce the kidney blood flow to 60 % of the baseline value at the first acquisition, to 40 % at the second and to 20 % at the third acquisition. The fourth acquisition was performed for control with the stenosis completely opened. The set of five 3D T1-weighted gradient echo images with different flip angles (alpha = 2°, 5°, 10°, 20°, 30°) commencing each dynamic scan were used to calculate the intrinsic longitudinal relaxation rate (R10) and magnetization (M0) maps. Then, R10 and M0 maps were used to convert the dynamic motion-corrected scan into 4D relaxation change maps (R1(t)). The arterial input function (AIF) was extracted from the voxels which were definitely located completely within the aorta to avoid any partial volume effects. Kidney perfusion was calculated voxelwise using singular value decomposition. The morphological images were used to segment the ipsilateral, i.e. the kidney of which blood flow was reduced to variable degrees, into cortex, medulla and other parts. The volume contributions of the three segments of each kidney to the total kidney were calculated. The perfusion images were used to define VOIs (voxels of interest) in the medulla and cortex. VOIs were delineated to cover the largest possible volume. The volume and the perfusion of each segment were used to calculate total renal blood flow. It was assumed that only the cortex and medulla significantly contribute to total renal flow. In eleven pigs four different perfusion states were investigated sequentially. The reduced kidney perfusion measured by ultrasound highly correlated with the total kidney perfusion determined by DCE-MRI, P<0.001. The correlation coefficient between both measurements was 0.843. Linear regression yielded a slope of 0.777 and a y-axis intercept of 24.1 ml/min. Cortical and medullary flow were also highly correlated with the degree of flow reduction, P<0.001. Perfusion values smaller than 50 ml/(min cm3) were overestimated. The reason might be that the dynamic contrast-to- noise level is low and noise is interpreted as perfusion. High perfusion values were slightly underestimated. The DCE-MRI technique presented here allows absolute quantification of total kidney perfusion as well as separate determination of cortical and medullary flow. The results shows that the technique has sufficient accuracy and reproducibility to be transferred into the clinical setting.
