Bösiger, R.

Schöpflin, R.E.

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Multiple - Echo - Multiple * Saturation - Recovery - Sequenz zurErzeugung präziser Spindichte·, T1- und T2-Bilder in derMagnetresonanzR.E. Schöpflin, R BösigerInstitut für Biomedizinische Technik und Medizinische Informatik der Universitätund der Eidgenössischen Technischen Hochschule, Zürich1. EinleitungDie Helligkeit, mit der ein Gewebe in einemMagnetresonanzbild abgebildet wird, hängt sowohl vondessen Gewebeeigenschaften, als auch von der ge-wählten Abbildungssequenz ab. Die den Bildkontrastbestimmenden Gewebeeigenschaften werden durchdrei Parameter, die Spindichte p und die zwei Relaxa- ;tionszeiten TI und T2 beschrieben. Die explizite Dar-stellung dieser drei Parameter in Bildform eröffnetunter anderem die folgenden Möglichkeiten:• Gewebecharakterisierung ist aufgrund der dreiParameter möglich. Diese zur morphologischenBeurteilung komplementäre Information kann zuverbesserten Diagnosestellungen führen [1].• "Synthetic Imaging" (Simulation von Bildern zumZwecke der nachträglichen Kontraständerung undKontrastoptimierung, der Qualitätsabschätzungneuer Aufnahmeverfahren, auch geeignet für Lern-zwecke), basiert vo'llständig auf der p-, TI- und Ta-Information[2], [5].• Die drei Gewebeparameter sind die hauptsächlicheInformationsquelle für die automatische Gewebeer-kennung.• Die Art der Darstellung der Messresultate alsParameterbilder ist unabhängig von den gewähltenAufnahmeparametern.Da keiner der drei Gewebeparameter mittels einerMess-Sequenz direkt als Bildinformation zu Verfügungsteht, ist man gezwungen, diese aus Daten geeignetentworfener Bildsequenzen abzuleiten. T2 und p wer-den meist aus mehreren, nach der jeweilig ge-wünschten Anregung gebildeten, Echos ermittelt. Da-durch verlängert sich die Messzeit kaum; die Berech-nung der gewünschten Daten bringt mathematischkeinen grossen zusätzlichen Aufwand.Demgegenüber ist die Bestimmung von TI mit einermerklichen Verlängerung der Untersuchungszeit ver-bunden. Minimal müssen zwei von der Spin^Spin-Re-laxation verschieden beeinflusste Messungen vor-genommen werden. Meist verwendet man zwei SpinEcho Messungen mit unterschiedlichen Repetitions-zeiten, zwei Inversion Recovery Messungen mit ver-schiedenen Inversionszeiten oder eine Mischung derbeiden Verfahren. , ' .Bei Wahl dieses Vorgehens werden die beiden Pa-rameter. TI und T2, obwohl diagnostisch gleichberech-tigt, nicht mit der gleichen Genauigkeit bestimmt. Ziel-setzung für ein neues Verfahren ist also, ohne nam-hafte Verlängerung der Messzeit die drei Gewebepa-rameter mit vergleichbarer Genauigkeit gleichzeitig zubestimmen. Dieses Problem kann, wie im folgendenbeschrieben, mittels einer. Multiple Echo Multiple Sa-turation Recovery Sequenz (MEMSR) gelöst werden.2. Beschreibung der Sequenz . ' · · - ' · . 'Das Verfahren arbeitet mit drei Hochfrequenzpulsen(siehe Figur 1): zwei 90°-Pulsen und einem 180°-Puls.Der erste 90°-Puls sättigt das Spinsystem, sodass keinelongitudinale Magnetisierung mehr vorhanden ist. Mitdem zweiten 90°-Puls wird die Magnetisierung, die sichinnerhalb des Zeitintervalls zwischen den beidenPulsen aufbauen konnte, in die Transversalebenegeklappt, damit sie mittels des dritten Pulses, der einSpin Echo hervorruft, gemessen werden kann. DurchWiederholung dieses Segmentes von drei Pulsen unterVariation der Verzögerungszeit (Td) zwischen denbeiden 90°-Pulsen kann der Wiederaufbau derlongitudinalen Magnetisierung in mehreren Mess-punkten mit hoher Genauigkeit verfolgt werden.MEMSR: Segmente für eine Phasencodierung3Ä' · 1 8 0RF Segment i90 90JVJl sample. 180 180KT begm90ent n90 .sampleV^Äsample77Figur 1: Die MEMSR-Pulssequenz149 Biomedizinische Technik Band 33 ·. Ergänzungsband 2Ausserhalb der einzelnen Segmente müssen keineWartezeiten eingehalten werden. . Um unerwünschte 'EchobildungerTzu vermeiden, werden in der Zeit zwi-* sehen den 90°-Pulsen Dephasiergradienten angelegtFür die Gewinnung räumlich aufgelöster Daten findetein gängiges zweidimensionales Fourier-VerfahrenAnwendung. Die Auswertung bedingt, dass dieerzeugten Bilder deckungsgleich sind. Allfällige Bewe-gungsartefakte werden vermindert, indem derPhasenkodiergradient erst zum nächsten Profil weiter-geschaltet wird, wenn die Messung aller vorgegebenenVerzögerungszeiten abgeschlossen ist.Daten für die T2- und p-Bestimmung entstehen da-durch, dass im Segment mit der längsten Verzöge-rungszeit mehrere Spin Echos erzeugt werden.3. Berechnung der GewebeparameterFür die Berechnung des TI -Wertes in einem Bild-punkt werden die Signalintensitäten St der Echos allergemessenen Segmente (beim Segment mit der längstenVerzögerungszeit nur dasjenige des ersten Echos) be-rücksichtigt. Das Signal verhalten wird durch Gleichung. (1) beschrieben wird.JTdj.Si = M(M0,T2,Te)(l-e TI )- - (1)Der Term M(Mo,T2,Te) ist in diesem Fall über alleMesswerte konstant; MO, die Magnetisierung im ther-! mischen Gleichgewicht, ist eine zur Spindichte p;[ proportionale Grosse. Stehen mehr als zwei Daten-punkte zu Verfügung, so muss ein nichtlineares;' Fitverfahren zur Berechnung von TI angewendetwerden [4].Das Modell für den T2-Zerfall, beschrieben durchGleichung (2), erlaubt die gleichzeitige Berechnung vonT2 und MO-Si = M(M0,Ti,Td)e(2)Dieses Modell kann auf Geradenform transformiertwerden; die Verwendung eines nichtlinearen Fitver-fahrens ist deshalb, unabhängig von der Anzahlgemessener Punkte, nicht notwendig.4. Resultate: Anwendungen und erzielte Genauigkeitin TI und T?Das beschriebene Messverfahren findet mit gutemErfolg eine erste klinische Anwendung in der Überwa-chung von Patienten mit Astrozytomen Grad III undIV, die einer Bestrahlungstherapie mit Pionen unter-zogen wurden [3]. Für die -Bestimmung erwies sichdie Registrierung von fünf Saturation Recovery Punk-ten mit Verzögerungszeiten von 150, 325, 650, 1100 und2200 ms als geeignet. T2-Werte wurden mittels sechsSpin Echos mit Echozeiten von 50, 100, 150, 200, 250und 300 ms bestimmt. Bei Wahl dieser Zeitverhältnissekonnten Bilder mit genügender Auflösung in einerMesszeit von etwa zehn Minuten erzeugt werden.Diese Zeit muss für Aufnahmen mit den Zwei-PunktStandard-Sequenzen bei gleicher Auflösung ebenfallsaufgewendet werden.Für eine Abschätzung der mit MEMSR erzielten Ge-nauigkeit wurden Messungen mit den gleichen Para*meter- und Zeit Verhältnissen an geeichten Phantomendurchgeführt, die den für medizinische Anwendungen.relevanten Bereich der Relaxationszeiten abdecken. AlsReferenz dienten Daten, die mit spektrometrischenStandardverfahren gemessen und teilweise aufexternen Spektrometern überprüft wurden. DieResultate wichen im gesamten Bereich im allgemeinenwesentlich weniger als 10% von den Sollwerten ab.Vergleiche sind in den Figuren 2 (für TI) und 3 (für T?)dargestellt.1400"1200-1000-800"600-400-200-Tl MEMSR [ms]TI Spektroskopie [ms]200-180-160-140-120-100-80-60-40-20-l l I l l l I200 400 600 800 1000 1200 1400Figur 2: Vergleich der Ti-WerteT2 MEMSR [ms]T2 Spektroskopie [ms]20 40 60 80100120140160180200Figur 3: Vergleich der T2-Werte5. Literatur[1] B. A. Bell et al.: "Brain Water Measuaxi by Magnolie ResonanceImaging", The Lancct, January 10,198 , pp. 6^-6^.[2] S. A. Bobman et al.: "Synthesized MR Images: Comparison \\ilhAcquircd Images", Radiok$y, 1985, pp. 731 - 738.[3] . Bösiger: "Quantitative Aspekte der bildgcbcndonKcrnresonanz", Übcrsichtsreffrüt, Medizin» Tevhmk 8$,Stuttgart, September 1988.N. R. Drapcr, H. Smith: "Applied Regression Anal) MS". Wiloyand Sons, New York, 1%6.H. Weber et al. "Contrast Behavior of the Fast Im^gingSequenecs FLASH and F1SP; Results trom S\ntheUc Inwgox".SA1RM B<v* pf Abstrus, F^ifth Anniwl Meeting. Montreal H8o[4115]Blomedlzlnlsche Technik Band 33 · Ergänzungsband 2 150

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