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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Messung der Verdünnung von phasenmo- dulierten Kernspins sowie eine Vorrichtung zur Magnetresonanzbildgebung, die zur Durchführung dieses Verfahrens eingesetzt werden kann.
Die vorliegende Erfindung findet insbesonders Anwendung in der magnetresonanzbasieren- den, medizinischen Diagnostik, aber es versteht sich auch, dass die vorliegende Erfindung Anwen- dung in der Magnetresonanzspektroskopie und in der Magnetresonanzbildgebung für andere Zwecke findet.
In biologischen Geweben liegen Wasserstoffprotonen oft in unterschiedlichen Zuständen vor, was ihre molekulare Beweglichkeit betrifft. Im Allgemeinen wird das "Zwei-Reservoir" Modell zur Erklärung der makroskopischen Relaxationseigenschaften, die aus dieser Aufgliederung resultie- ren, herangezogen : Reservoir, üblicherweise das grössere, ist dem "frei" beweglichen Gewebs- wasser zugeordnet, während ein zweites Reservoir den bewegungseingeschränkten Protonen, die an Makromoleküle wie beispielsweise Proteine oder Lipide gebunden sind, zugeordnet ist. In "Magnetic Resonance in Medicine" (Vol. 10, P. 135-44 (1989)) haben S. D. Wolff and R. S. Bala- ban zum ersten Mal den Begriff "freies" und "gebundenes" Protonenreservoir geprägt um diese unterschiedlichen Reservoirs zu beschreiben.
Von besonderer Wichtigkeit ist dabei, dass beide Reservoirs über einen Magnetisierungsaustausch basierend auf chemischen Austausch und dipo- larer Kopplung miteinander verbunden sind. Dieses Phänomen, üblicherweise als Magnetisie- rungstransfer (MT) bezeichnet, ist im U. S. Patent 5,050,609 beschrieben, und eine Übersicht, wie man diesen Effekt in der Magnetresonanzbildgebung ausnützen kann, ist in "Magnetic Resonance Quarterly" (Vol. 8, P. 116-37 (1992)) gegeben.
In der medizinisch-diagnostischen Bildgebung ist besonders die Quantifizierung des gebunde- nen (makromolekularen) Protonenreservoirs wünschenswert, weil davon ausgegangen wird, dass dieses Reservoir die Gewebsstruktur und die Intaktheit des Gewebes widerspiegelt. Eine direkte Abbildung des gebundenen Protonenreservoirs ist jedoch nicht möglich, weil in den meisten Geweben die Transversalmagnetisierung mit einer Zeitkonstante von ungefähr 10 s oder noch schneller zerfällt. Leider können konventionelle Magnetresonanzbildgebungssysteme solch extrem kurze Signale nicht abtasten. Daher kann das gebundene Protonenreservoir nur indirekt durch Ausnutzung des MT-Phänomens abgebildet werden.
Derzeitige Verfahren zur Bestimmung der Relaxationsparameter des "Zwei-Reservoir" Modells einschliesslich der relativen Protonendichte verwenden sowohl den Formalismus der gekoppelten Bloch'schen Gleichungen als auch frequenzselektive Hochfrequenzpulse mit dem Ziel entweder das freie oder das gebundene Reservoir anzuregen. Nach der frequenzselektiven Hochfrequenz (HF) - Anregung wird die Signalantwort des freien Reservoirs abgetastet und mit den Modellpara- metern in Bezug gebracht.
In "Magnetic Resonance in Medicine" (Vol. 29, P. 759-766 (1993)) haben R.M. Henkelman et al. eine Gleichung abgeleitet, die die Abschwächung der Gleichgewichtsmagnetisierung mit dem Resonanzoffset und der Leistung eines kontinuierlichen Sättigungspulses und mit einigen grundle- genden Modellparametern einschliesslich der relativen Grösse des gebundenen Reservoirs in Be- ziehung setzt. Die Parameter des Reservoirs können dabei bestimmt werden indem man diese Gleichung an mehrere Messpunkte anpasst, die mit unterschiedlicher HF-Energie und unterschied- licher Frequenzabweichung erhalten wurden. Bis jetzt konnte dieses Verfahren in einem klinischen Umfeld noch nicht eingesetzt werden, weil es die derzeitigen Beschränkungen durch die spezifi- sche Absorptionsrate (SAR) überschreitet und weil die Messzeit unpraktikabel lange ist.
Zusätzlich leidet diese Methode unter der Einschränkung, dass zusätzlich die scheinbare Relaxationszeit T1 gemessen werden muss. Ausserdem muss davor die Linienform und die transversale Relaxations- zeit des gebundenen Reservoirs bekannt sein.
Anstelle von HF-Pulsen mit einem Resonanzoffset verwendet ein anderes Verfahren, das von Daniel Gochberg et al. in "Magnetic Resonance in Medicine" (Vol. 41, P. 1065-1072 (1999)) vorge- stellt wurde, eine Abfolge von kurzen Inversionspulsen ohne Resonanzabweichung. Dieser Ansatz profitiert von einer niedrigen SAR, weil zwischen den Inversionspulsen 120 ms liegen. Dieser Ansatz leidet jedoch ebenfalls unter der langen Messzeit. Wenn man mehr als eine Schicht abbil- den muss, nimmt die Messzeit linear mit der Anzahl der Schichten zu, da diese Methode nicht für eine Mehrschichtbildgebung geeignet ist. Bis jetzt wurden mit diesem Verfahren noch keine in vivo- Ergebnisse erzeugt.
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Jüngste Arbeiten, die von John Sled et al. in "Magnetic Resonance in Medicine" (Vol. 46, P. 923-931 (2002)) und von Vasily Yarnykh in "Magnetic Resonance in Medicine" (Vol. 47, P. 929- 939 (2002)) präsentiert wurden, basieren ebenso auf der Lösung der gekoppelten Bloch'schen Gleichungen im Gleichgewicht, berücksichtigen aber gepulste HF-Sättigung durch die Aufnahme numerischer Berechnungen. Diese neueren Verfahren sind jedoch durch ihre langen Messzeiten und aufwendigen Berechnungen nach wie vor nicht für die Routine geeignet.
Die US 5 317 264 A beschreibt eine Methode zur selektiven Anregung von Spins in einem Teil- volumen eines Objekts. Dabei ist es weder ein Ziel noch ist es technisch möglich, mit diesem Verfahren die makromolekulare Protonendichte zu bestimmen.
Die US 4 836 209 A zeigt ein angeographisches Verfahren, welches das MR-Signal von statio- nären Spins unterdrückt und das Signal von fliessenden Spins im Blut verstärkt abbildet. Auch mit diesem Verfahren kann die makromolekulare Protonendichte nicht bestimmt werden.
Das Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, ein oben beschriebenes Verfahren zur Verfügung zu stellen, mit dem bisherige Nachteile vermieden werden können und mit dem die makromoleku- lare Protonendichte rasch und mit niedriger spezifischer Absorptionsrate (SAR) bestimmt werden kann.
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Magnetresonanzspektroskopie oder Mag- netresonanzbildgebung, bei dem die anfängliche Manipulation der Protonenmagnetisierung durch zwei HF-Pulse erfolgt, was zur Folge hat, dass ein Teil oder die ganze Protonenmagnetisierung im untersuchten Volumen longitudinal ausgerichtet ist. Die Anwendung eines Gradientenfeldes zwi- schen diesen HF-Pulsen verursacht eine Modulation der longitudinalen Magnetisierung entlang der Richtung des Gradientenfeldes. Ein derartiges Aufbereitungsschema, wie es im Allgemeinen als stimuliertes Echo bekannt ist, beeinflusst nur die Protonen des frei beweglichen Gewebewassers.
Das gebundene Protonenreservoir ist nicht davon betroffen, weil die Zeit zwischen den HF-Pulsen wesentlich länger ist als die transversale Relaxationszeit des gebundenen Protonenreservoirs. Die vorliegende Erfindung verwendet also dieses Präparationsschema, so dass die frei beweglichen Protonen des Wassers markiert werden, und sie verwendet diese Protonen als inhärenten Indikator um die Grösse des gebundenen Reservoirs zu bestimmen. Unmittelbar nach der Markierung nimmt die Konzentration und daher auch die Signalintensität der markierten Protonen ab, da sich die markierten Protonen mittels Magnetisierungstransfer mit dem gebundenen Protonenreservoir "verdünnen". Zusätzlich unterliegen die markierten Protonen auch der longitudinalen Relaxation.
Durch das Messen der markierten Magnetisierung nach unterschiedlichen Vermischungszeiten mit einem dritten HF-Puls erhält man eine Indikatorzerfallskurve. Mit Hilfe einer bi-exponentiellen Analyse werden die Relaxations- und Verdünnungseffekte aus dieser Kurve separiert und die Grösse des gebundenen Protonenreservoirs wird entsprechend der Indikatorverdünnungstheorie berechnet.
Gemäss einer bevorzugten Ausführung der Erfindung wird ein zusätzlicher HF-Puls zwischen den beiden Markierungspulsen und dem letzten Auslesepuls geschaltet. Dieser zusätzliche Puls dient dazu, ausschliesslich die Magnetisierung des freien Protonenreservoirs zu ändern. Zusätzlich wird eine Vermischungszeit, das ist jene Zeit zwischen dem zweiten und letzten HF-Puls, gewählt, die zweimal so lang ist wie beide Protonenreservoirs benötigen, um wieder in einen ausgegliche- nen Zustand zu kommen. Dann kann die Grösse des gebundenen Reservoirs aus zwei Aufnahmen bestimmt werden, wobei der Kippwinkel des besagten Pulses in einem Durchgang 0 und in dem anderen Durchgang 180 beträgt. Der genannte HF-Puls kann auch ein zusammengesetzter Puls sein, der unabhängig vom effektiven Kippwinkel eine konstante spezifische Absorptionsrate ermög- licht.
Bei einer alternativen Variante des Verfahrens wird der Kippwinkel des besagten HF-Pulses während mehrerer Durchgänge konstant gehalten, während hingegen die Zeit zwischen dem besagten HF-Puls und dem letzten Auslesepuls variiert wird. Mit dieser Variante kann man die Vermischungszeit kürzer wie die benötigte Zeit für das Wiederherstellen des Gleichgewichtes machen. Auf diese Weise kann die Messzeit verkürzt werden.
Bei einer weiteren Variante des erfindungsgemässen Verfahrens wird der besagte HF-Puls mit einem Resonanzoffset ausgeführt um selektiv einen Teil der Magnetisierung des gebunden Proto- nenreservoirs zu sättigen. Damit lässt sich Information bezüglich der räumlichen Verteilung von verschiedenen spektralen Komponenten des gebundenen Reservoirs gewinnen. Entsprechend
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dieser erfindungsgemässen Variante kann der besagte HF-Puls mit einem Resonanzoffset auch durch eine ganze Abfolge solcher HF-Pulse ersetzt werden. Auf diese Weise kann eine höhere Sättigung und auch eine bessere spektrale Selektivität erreicht werden.
Weitere charakteristische Merkmale der Erfindung und die bereits erwähnten werden mit den angefügten Skizzen genauer erläutert werden, wobei Fig. 1 ein Blockdiagramm eines Magnetreso- nanzbildgebungssystem zeigt, das so programmiert werden kann, dass man damit die makromole- kulare Protonendichte bestimmen kann ; 2 repräsentiert ein vereinfachtes Modell für Relaxation in heterogenen Geweben ; 3 illustriert das Prinzip der Indikatorverdünnungsmethode zur Bestimmung des Verteilungsvolumens oder des fraktionellen Volumens; Fig. 4 zeigt eine bevorzug- te Pulssequenz zur Bestimmung des makromolekularen Protonenanteils; Fig. 5a - 5c zeigen die räumliche Verteilung des makromolekularen Gehaltes im Hirngewebe mit einer bevorzugten Aus- führung der Erfindung ; Fig. 6 zeigt eine Variante der bevorzugten Pulssequenz.
Im Weiteren folgt eine Beschreibung eines Verfahrens zur relativen oder absoluten Bestim- mung der makromolekularen 1H-Dichte basierend auf einer Zwei- oder Mehrfachmessung, wobei Bezug auf die Fig. 1 bis 6 genommen wird. Die hier gegebene Beschreibung mit Bezug auf diese Figuren dient nur dem Zweck der Erklärung und soll in keiner Weise den Geltungsbereich dieser Erfindung einschränken.
Eine Vorrichtung zur Datenakquisition und zur Erzeugung der entsprechenden Bilder ist in Fig. 1 illustriert. Diese Vorrichtung kann ein 1.5T oder 3T Ganzkörpertomograph von Philips Medi- cal Systems (Best, Holland) sein oder ein anderes entsprechend ausgerüstetes Magnetresonanz- bildgebungssystem, das sich so programmieren lässt, dass man damit die makromolekulare Proto- nendichte bestimmen kann. Wie dargestellt, erzeugt ein Magnet 10 ein statisches, elementares Magnetfeld entlang einer z-Achse 12, in welchem sich ein Objekt oder der zu untersuchende Körper eines Patienten 14 befindet. Die Vorrichtung besteht zusätzlich aus Gradientenverstärker 16, Gradientenspulen 18, Sender 20, Hochfrequenzverstärker 22 und Hochfrequenzspulen 24 um Pulssequenzen für die Anwendung in ausgewählten anatomischen Regionen des Patienten 14 oder in Regionen des Objektes zu erzeugen.
Die Steuerung der Pulssequenzen erfolgt durch eine Sequenzsteuereinheit 26, welche sich über eine Schnittstelle 28 zur Scankontrolle programmieren lässt. Da man davon ausgehen kann, dass Programmierverfahren zur Erzeugung von Pulssequen- zen mit den unten angegebenen Eigenschaften den Experten in diesem Gebiet bekannt sind, werden diese Pulsprogrammiertechniken hier nicht mehr genauer erläutert. Das Signal, das durch die Pulssequenz erzeugt wird, wird mit dem Empfänger 30 empfangen und mit dem Analog/Digital- wandler 32 in ein digitales Signal umgewandelt, um dann einer Recheneinheit 34 zur Verarbeitung entsprechend dem erfindungsgemässen Verfahren zugeführt zu werden. Das verarbeitete Signal wird dann auf einer Anzeige 36 dargestellt. Datenarchivierung 38 und die Erzeugung von Filmen mit einem Entwicklungsgerät 40 können zusätzlich vorgesehen werden.
Um die Pulssequenz mit physiologischen Signalen eines Patienten 14 zu synchronisieren, können auch eine Herztrigge- rungseinheit 42 und eine Kontrolleinheit 44 für die Atmungsbewegung vorgesehen werden.
Nun möge man sich Wasserstoffprotonen in zwei unterschiedliche Zuständen in Bezug auf ihre molekulare Beweglichkeit vorstellen. Die Kompartimentalisierung im Sinne von molekularer Beweg- lichkeit ist in Fig. 2 skizziert. Diese Figur zeigt ein vereinfachtes Modell für Relaxation in heteroge- nen Geweben. Dieses Modell ist im Allgemeinen auch als "Zwei-Reservoir"-Modell bekannt. Das Reservoir A repräsentiert die 1H-Spins im "frei" beweglichen Gewebewasser A, während das zweite Reservoir B, das üblicherweise wesentlich kleiner ist, die bewegungseingeschränkten 1H-Spins repräsentiert, die an Makromoleküle gebunden sind. Dieses Reservoir B wird im Weiteren als gebundenes oder makromolekulares Reservoir bezeichnet. Jedes Reservoir wird durch seine intrinsischen Relaxationsraten R1 und R2 und durch seine Grösse Ma und Mbo gekennzeichnet.
Von besonderer Wichtigkeit ist dabei auch, dass es einen mittelschnellen bis schnellen Magnetisie- rungsaustausch zwischen beiden Reservoirs gibt, gekennzeichnet durch die Vorwärts- und Rück- wärtstransferraten erster Ordnung kf and kb. Der grundlegende Parameter, der mit der vorliegen- den Erfindung bestimmt werden kann, ist die Grösse des makromolekularen Reservoirs. Zur Verein- fachung wird in weiteren Berechungen das molare Verhältnis f verwendet, welches der relativen Grösse des makromolekularen Reservoirs entspricht, und welches folgendermassen definiert ist:
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EMI4.1
Da die Bedingung für die mikroskopische Umkehrbarkeit erfüllt sein muss, folgt dass Mao , Kf = Mbokb, und Gleichung [1] kann somit auch folgendermassen angeschrieben werden:
EMI4.2
Wie den Experten auf dem Gebiet der biomedizinischen Technik hinreichend bekannt ist, stellt die Messung der Verdünnung eines Indikators ein gängiges Verfahren zur Bestimmung der unbe- kannten Verteilung von Volumen oder von Teilvolumen dar. Der Indikator kann beliebiger Natur sein, muss aber inert sein und muss einer Messung zugänglich sein wie beispielsweise Reservoir A in Fig. 3 (a). Zufuhr des Indikators in Reservoir A (durch ausgefüllte Kreise gekennzeich- net), startet unmittelbar ein Austauschprozess mit Reservoir B.
Sobald die Verdünnung des Indika- tors durch Diffusion oder andere Austauschprozesse ein Gleichgewicht erreicht hat, d.h. sobald die Indikatorkonzentration in beiden Reservoirs gleich ist (Fig. 3(b)), kann das relative Volumen bzw. die Grösse des Reservoirs von der Änderung der Indikatorkonzentration berechnet werden, weil gilt:
EMI4.3
wobei [Co] die ursprüngliche Indikatorkonzentration in Reservoir A ist und [css] die Gleichgewichtskonzentration.
Die vorliegende Erfindung verwendet markierte Spinmagnetisierung als inhärenten und aus- tauschfähigen Indikator. Die Markierung der Spins wird durch ein Präparationsschemata mit stimu- liertem Echo erreicht, bestehend aus zwei aufeinanderfolgende HF-Pulse, vorzugsweise mit einem Kippwinkel von 90 und einem Gradientenfeld dazwischen. Den Experten auf diesem Gebiet ist hinreichend bekannt, dass dieses Gradientenfeld eine Modulation der transversalen Magnetisie- rung entlang der Feldrichtung verursacht. Nach Anwendung des zweiten HF-Pulses wird aus der Phasenmodulation eine Modulation der longitudinalen Magnetisierung. Die vorliegende Erfindung verwendet eine zeitliche Verzögerung zwischen beiden HF-Pulsen, die viel länger als die transver- sale Relaxationszeit des gebundenen Protonenreservoirs ist.
Damit wird sichergestellt, dass nur Spins im freien Protonenreservoir markiert werden, selbst wenn die HF-Pulse eine teilweise Sätti- gung des gebundenen Reservoirs bewirken. Nach der Erzeugung dieses "Indikators" zerfällt dieser unmittelbar mit zunehmender Vermischungszeit primär durch zwei Prozesse. Dies sind der Ver- dünnungseffekt und die longitudinale Relaxation T1. Dieser Vorgang lässt sich modellieren indem die Relaxation und der Magnetisierungsaustausch im Zwei-Reservoir-System berücksichtigt wer- den :
EMI4.4
dt und
EMI4.5
dt wobei sich die Indizes a und b auf das freie und das gebundene Reservoir beziehen, und M (t) Magnetisierung der markierten 'H Spins ist.
Unter der Anfangsbedingung dass Mb(t=0) gleich null ist, ergibt die Lösung des Gleichungssys- tems [4] und [5] eine biexponentielle Zerfallskurve für die Magnetisierung der markierten Spins. Es wird hier nur die Lösung für das freie Reservoir betrachtet, da das gebundene Reservoir aufgrund seiner extrem hohen transversalen Relaxationsrate R2 nicht zum gemessenen Signal beiträgt :
EMI4.6
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mit
EMI5.1
A1-A2 und
EMI5.2
A1-A2 wobei Mo die maximal verfügbare Magnetisierung nach der Markierung ist. Die Rate A1 ist eine "schnelle" Rate und ist für das schnelle Erreichen eines Gleichgewichtes zwischen beiden Reser- voirs verantwortlich. Im Gegensatz dazu ist A2 eine "langsame" Rate und ist in etwa mit der longitu- dinalen Relaxationsrate R1. die man bei einer gewöhnlichen T1-Messung erhält, vergleichbar.
Es ist bemerkenswert, dass A1 und A2 identisch mit den Raten sind, die man als generelle Lösung für die gekoppelten Bloch'schen Gleichungen nach Auslenkung aus dem Gleichgewicht erhält (Journal of Magnetic Resonance, Vol. 31, P. 207-229 (1978)). Die hier abgeleiteten Konstanten C1 und C2 weichen jedoch von dieser Lösung ab.
In den meisten Geweben ist die Rückwertstransferrate kb wesentlich höher als die longitudina- len Relaxationsraten. Bei 1. 5T ist kb ungefähr 16 mal höher im Marklager, 35 mal höher in der Grauen Substanz und 70 mal höher im Muskelgewebe als irgendeine der longitudinalen Relaxati- onsraten (Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 33, P. 476-482 (1995), Magnetic Resonance in Medicine Vo1.35, P. 277 (1996)). Daher erlaubt die Bedingung kb R1a, R1b die Konstanten C1 und C2 folgendermassen zu vereinfachen:
EMI5.3
und
C2=1/f+1 [11]
Damit lässt sich Gleichung [6] für die gemessene Signalintensität eines stimulierten Echos neu anschreiben :
EMI5.4
wobei So die maximal mögliche Signalintensität darstellt, die man bei einer Vermischungszeit von null erwarten würde.
Daher lässt sich f einfach berechnen indem man eine biexponentielle Kurve in einen Datensatz von einem stimulierten Echo mit unterschiedlichen Vermischungszeiten anpasst.
Es ist wichtig anzumerken, dass f dann unabhängig von dem ursprünglichen Zustand beider Re- servoirs ist. Eine ineffiziente Markierung vermindert zwar die Dynamik der Zerfallskurve, aber das wirkt sich nur auf So und die Zuverlässigkeit der Anpassung aus. Das Ergebnis lässt sich auch ebenso wenig durch irgendeine zufällige Sättigung des gebundenen Reservoirs beeinflussen solange dies nicht während der Vermischungszeit passiert. Für eine Vermischungszeit, die viel länger als 1/A1 ist (bei 1. 5T entspricht das ca. 150 - 200 ms für die Weisse Substanz des Gehirns), kann Gleichung [12] neu angeschrieben werden und zwar als:
EMI5.5
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Wenn man Gleichung [13] mit Gleichung [3] vergleicht, so ist es offensichtlich, dass man mar- kierte Spins wie ein Indikator behandeln kann, vorausgesetzt die longitudinale Relaxation wird berücksichtigt.
Man möge nun eine Zwei-Punkt-Sequenz, wie in Fig. 4 skizziert, betrachten, welche Nutzen aus dem Verdünnungseffekt von phasenmodulierten Spins zieht. Fig. 4 zeigt eine bevorzugte Pulssequenz für die Bestimmung des makromolekularen Protonenanteils. Diese Sequenz wendet einen Schichtselektionsgradienten (S), Phasenkodiergradienten (P), Frequenzkodiergradienten (R) und Modulationsgradienten (M) beispielhaft an. Die Sequenz wird zweimal ausgeführt, einmal ohne und einmal mit einem 180 HF-Puls, der in der Mitte der Vermischungszeit ausgeführt wird. Der erste Durchgang dient als Referenzmessung um den Betrag des Terms exp(-A2TM), der für beide Durchgänge gleich ist, zu ermitteln. Hinter dem zweiten Durchgang steckt die Absicht ein Un- gleichgewicht im System zu erzeugen.
Dies wird mit dem 180 Inversionspuls erreicht, welcher nur im freien Reservoir das Vorzeichen der Phase der Spins ändert. Daraufhin verdünnen sich die Spins mit der umgekehrten Phase mit dem gebundenen Reservoir, und die ursprünglich markierten Spins im gebundenen Reservoir verdünnen sich mit dem freien Reservoir. Unmittelbar vor dem 180 HF-Puls ist das Signal von den markierten Spins:
EMI6.1
Die Signalintensität, die man im ersten Durchgang erhält, ist :
EMI6.2
f+1 f+1 wobei der zweite Term in Gleichung [16] den Beitrag der Verdünnung der ursprünglich markierten Spins im gebundenen Reservoir mit dem freien Reservoir angibt. Der Inversionspuls kann jedoch auch die Spins im gebundenen Reservoir beeinflussen, was mit dem Parameter p berücksichtigt wird, der die relative Sättigung des gebundenen Reservoirs angibt ; einevöllige Sättigung resultiert in einem p-Wert von 0, während keine Sättigung mit einem Wert von 1 zum Ausdruck gebracht wird. Üblicherweise wird erwartet, dass das gebundene Reservoir kleiner als das freie Reservoir ist (f < 1). Wird die Signalintensität von einem Betragsbild genommen, so ist dann das molare Verhält- nis gegeben durch: f= (S1-S2) [17].
(pS1 + S2)
Wenn R2b bekannt ist oder abgeschätzt werden kann, so kann man p durch numerische Simu- lationen des Effektes des Inversionspulses auf das gebundene Reservoir erhalten. Gleichung [17] kann man so implementieren, dass man pixelweise parametrische Maps berechnen kann, die das molare Verhältnis wiedergeben. Um die makromolekulare Protonendichte absolut zu messen, muss man auch die Protonendichte des freien Reservoirs bestimmen. Dies kann man beispiels- weise dadurch erreichen, indem man von einem zusätzlichen Multichecho-Experiment die Grösse der langen T2-Komponente bestimmt und diese mit einer Wasserprobe bekannter Temperatur skaliert.
Die in Fig. 4 gezeigte Pulssequenz wurde auf einem InteraTM 1.5T Ganzkörpertomographen implementiert.
Die Pulssequenz und das Verfahren wurden mittels Phantomen mit bekannter Agar- und BSA(Bovine Serum Albumin)-Konzentration validiert. Zusätzlich wurde die Pulssequenz verwendet um den makromolekularen Gehalt im Gehirn von einigen Freiwilligen zu ermitteln.
Fig. 5 zeigt die Anwendung des Verfahrens zur Abbildung der relativen Protonendichte des
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makromolekularen Reservoirs in einem Patienten der an Multipler Sklerose (MS) erkrankt ist.
Fig. 5 (a) 5 (b) den Aufnahmen, die mit beziehungsweise ohne den Inversionspulse a3 gemacht wurden. Fig. 5 (c) den makromolekularen Anteil, der pixelweise entspre- chend Gleichung [17] berechnet wurde. Im Hirngewebe wird das makromolekulare Reservoir mit den Lipiden und Proteinen des Myelins assoziiert, daher wird auch erwartet, dass dieses mit der Myelindichte korreliert. Man kann leicht erkennen, dass die Weisse Substanz eine höhere makro- molekulare Protonendichte besitzt als die Graue Substanz. MS-Läsionen zeigen eine reduzierte makromolekulare Protonendichte. Selbstverständlich kann die makromolekulare Dichte auch in anderen Geweben wie beispielsweise Herzmuskel oder Knorpel ähnlich bestimmt werden indem man das Verfahren dieser Erfindung anwendet.
Obwohl die beispielhafte Umsetzung der Erfindung bereits oben beschrieben wurde, werden Experten auf diesem Gebiet erkennen, dass viele zusätzliche Änderungen möglich sind, ohne jedoch grundlegend von den neuen Erkenntnissen und Vorteilen der Erfindung abzuweichen. Die in Fig. 4 gezeigte Pulssequenz ist nur eine von vielen Möglichkeiten um die makromolekulare Protonendichte aus der Verdünnung von phasenmodulierten Spins zu berechnen. In dieser Puls- sequenz wird ein HF-Puls (a3) angewendet, um das Gleichgewicht der markierten Spins im freien Protonenreservoir zu stören.
Alternativ dazu lässt sich auch eine Störung des Gleichgewichts mit einer Sequenz wie in Fig. 4 erreichen, wobei jedoch anstelle des dritten HF-Pulses mit dem Kipp- winkel a3 ein einziger HF-Puls oder eine Serie von HF-Pulsen mit Kippwinkeln Ó3,1 a3n mit einem Resonanzoffset verwendet werden, um die Spins im gebundenen Protonenreservoir zu sättigen.
Eine solche Variation der bevorzugten Pulssequenz wird in Fig. 6 gezeigt. Dieses Prinzip kann auch für Sequenzen, wie in Fig. 4, angewendet werden, wobei der Kippwinkel des Inversionspul- ses von 180 abweicht, oder auf ein Schema, bei dem T2 oder T3 über eine Messabfolge variiert werden. Dementsprechend sollen alle solchen Modifikationen in den Schutzbereich dieser Erfin- dung eingeschlossen werden, wie es auch in den folgenden Ansprüchen definiert wird.
PATENTANSPRÜCHE:
1. Verfahren zur Messung der Verdünnung von phasenmodulierten Spins, von der die mak- romolekulare Protonendichte, die in Magnetisierungsaustausch involviert ist, berechnet werden kann, von zwei oder mehreren Messungen eines Objektes mit einem Magnetreso- nanzbildgebungssystem, bestehend aus den Schritten: - Anlegen eines ersten HF-Pulses mit einem Kippwinkel a1 zu einem ersten Zeitpunkt, sodass im Objekt eine transversale Magnetisierung erzeugt wird; - Anlegen eines ersten Gradientenfeldes entlang einer vordefinierten Richtung im Objekt, sodass eine Phasenmodulation der 1H-Spins entlang der Richtung des Gradienten erzeugt wird ; - Anlegen eines zweiten HF-Pulses mit einem Kippwinkel a2 zu einem zweiten Zeitpunkt T1
Sekunden nach dem ersten Zeitpunkt, sodass die transversale Magnetisierung in die longi- tudinale Ebene gekippt wird;
- Anlegen eines dritten HF-Pulses mit einem Kippwinkel a3 zu einem dritten Zeitpunkt
T1 + T2 Sekunden nach dem ersten Zeitpunkt, sodass die longitudinal gespeicherte Magne- tisierung manipuliert oder unberührt gelassen wird ; - Anlegen eines vierten HF-Pulses mit einem Kippwinkel a4 zu einem vierten Zeitpunkt
T1 + T2 + T3 Sekunden nach der ersten Zeit, sodass die longitudinal gespeicherte Magneti- sierung in die transversale Ebene gekippt wird; - Anlegen eines zweiten Gradientenfeldes entlang der gleichen vordefinierten Richtung wie das erste Gradientenfeld; - Detektion eines stimulierten Echos zu einem fünften Zeitpunkt.