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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Magnetresonanz-Spektroskopie
MRS (engl. Nuclear Magnetic Resonance Spectroscopy NMRS), wie sie
mittlerweile auch in der Medizin zur Untersuchung von biochemischen
bzw. Stoffwechselvorgängen
im menschlichen Körper
Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere
auf ein neuartiges Verfahren zur Ermittlung und Korrektur der Frequenzdrift
der Resonanzfrequenz während
der Akquirierung der Bildserie eines Einzelspektrums.
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Die
Magnetresonanz-Spektroskopie (MRS) basiert wie auch die Magnetresonanz-Tomographie (MRT)
auf dem im Jahre 1946 entdeckten Kernspinresonanz-Effekt, der vorerst
in der Grundlagenforschung dazu verwendet wurde, die magnetischen
Eigenschaften von Kernen zu messen. Erst als in den 60er Jahren
beobachtet wurde, dass das Kernresonanz-Signal (NMR-Signal) eines
Kernes auch von seiner chemischen Umgebung beeinflusst wird und dass
diese "chemische
Verschiebung" (engl.
chemical shift) dazu verwendet werden kann, chemische Substanzen
zu charakterisieren, etablierte sich die sogenannte "Hochauflösungs-NMR" im Reagenzglas.
Diese wird bis heute erfolgreich in der physikalischen, chemischen,
biochemischen und pharmazeutischen Forschung und Entwicklung zur
Analyse bzw. zur Strukturanalyse komplexer Makromoleküle eingesetzt.
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In
den frühen
80er Jahren wurde entdeckt, dass das Kernresonanz-Signal aufgrund
seiner Abhängigkeit
von der chemischen Umgebung (wasserhaltiges Gewebe bzw. Fett-Gewebe)
die Grundlage für
eine nicht-invasive Bildgebungstechnik darstellt, die bis heute
als Magnetresonanz-Tomographie (MRT) eine der wichtigsten radiologischen
Untersuchungsmethoden in der Medizin darstellt.
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Es
wurde jedoch nicht übersehen,
dass die bildgebenden Signale in der Magnetresonanz-Tomographie
weiterhin chemische Information beinhalten, die zur Untersuchung
von biochemischen Reaktionen bzw. von Stoffwechselvorgängen am
lebenden Körper
ausgewertet werden können.
Man nannte diese räumlich
aufgelöste
Spektroskopie am lebenden Organismus oder am lebenden Organ "In-Vivo-Spektroskopie" (MRS) oder auch "klinische Magnetresonanz-Spektroskopie" (MRS) im Gegensatz
zur "Hochauflösungs-NMR" im Reagenzglas,
die in der Regel im Labor erfolgt, bzw. im Gegensatz zur rein bildgebenden
Magnetresonanz-Tomographie
(MRT).
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Im
Folgenden werden die physikalischen Grundlagen der Kernspinresonanz
kurz erläutert:
Sowohl
in der MRS als auch in der MRT wird das zu untersuchende Objekt
(Patient oder Organ) einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt.
Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche
vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun
diese "geordneten" Kernspins zu einer
bestimmten Schwingung anregen (Larmor-Präzession
der Magnetisierung als makroskopische Größe). Diese Schwingung erzeugt
sowohl in der MRT als auch in der MRS das eigentliche Messsignal,
welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch
den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen,
kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert
werden, was in der MRT als "Ortskodierung" bzw. in der MRS
als "Volumenanregung" bezeichnet wird.
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Die
Aufnahme der Daten in der MRS/MRT erfolgt im sogenannten k-Raum
(Synonym: Frequenzraum). Das MR-Spektrum bzw. das MRT-Bild, beides im sogenannten
Bildraum, ist mittels Fourier-Transformation
mit den gemessenen k-Raum-Daten verknüpft.
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Die
Volumenanregung des Objektes erfolgt mittels schichtselektiver Hochfrequenz-Anregungspulse
in alle drei Raumrichtungen. Dies sind in der Regel drei Sinc-förmige, Gauß-förmige oder Hyperbel-förmige HF-Pulse,
die gleichzeitig mit Rechteck-förmigen
oder Trapez-förmigen
Gradientenpulsen in das zu untersuchende Objekt eingestrahlt werden.
Die Einstrahlung der HF-Pulse erfolgt über HF-Antennen.
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Durch
die Kombination der eben genannten Pulse wird in einen definierten,
in der Regel Quader-förmigen
Bereich des zu untersuchenden Objekts ein Frequenzspektrum im Bereich
der für
eine Kernart spezifischen Resonanzfrequenz eingestrahlt. Die jeweiligen
Kenere in dem ausgewählten
Bereich (engl. Voxel of Interest, VOI) reagieren ihrerseits auf diese
Anregung mit elektromagnetischen Antwort-Signalen, welche in Form
eines Summensignals (FID-Signal) in einem speziellen Empfangsmodus der
erwähnten
HF-Antennen detektiert wird. Das analoge Signal wird durch Schalten
eines ADCs (engl. Analog-Digital-Converter)
abgetastet, digitalisiert und auf einer Rechnereinheit gespeichert
bzw. Fourier-transformiert, wodurch ein sogenanntes "Spektrum" auf einer Visualisierungseinheit
(Monitor) dargestellt werden kann.
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Jede
Atomkernart hat eine spezifische Konstante (gyromagnetisches Verhältnis γ), welche
die Resonanzfrequenz der Kernart in einem gegebenen Magnetfeld gemäß der Beziehung ν = γ2π |B|definiert und aufgrund
derer sie in einem gegebenen Magnetfeld erkannt werden kann. In
der Medizintechnik werden üblicherweise
magnetische Grundfelder von 0,5–3,0
Tesla erzeugt, während
die analytische NMR Felder bis zu 19 Tesla – allerdings mit weitaus kleineren
Magneten – verwendet.
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So
geben Protonen (d. h. einzelne Wasserstoff-Kerne, 1H) in einem 1,5
T starken Magnetfeld Signale bei 63,8 MHz ab, während Kohlenstoff-13-Kerne
(13C) bei 16,1 MHz und Phosphor-31-Kerne (31P) bei 26 MHz Resonanz zeigen. Die
Signale der unterschiedlichen Kernarten sind daher klar trennbar
und es ist sinnvoll, das jeweilige Experiment als Protonen-Spektroskopie, 13C-Spektroskopie
oder als Phosphor-Spektroskopie
zu bezeichnen.
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Die
chemische Umgebung eines Atomkerns, insbesondere die Bindungselektronen,
führt zu
minimalen Änderungen
der Magnetfeldstärke
innerhalb eines Moleküls
(bereits weiter oben als "chemische Information" bezeichnet) und
damit zu – sehr
geringen aber messbaren – Variationen
der Resonanzfrequenzen von an sich identischen Atomkernen im Hz-Bereich.
Werden nun die Antwortsignale einer Substanz, die sich in einem äußerlich
homogenen Magnetfeld befindet, nach der Frequenz sortiert und aufgetragen,
so entsteht auf der Abszisse ein Spektrum verschiedener "chemischer Verschiebungen δ" und damit verschiedener
Moleküle.
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Diese
Verschiebung δ wird
in Millionstel der Resonanzfrequenz (ppm = parts per million) angegeben
gemäß der Formel
und ist damit unabhängig von
der Magnetfeldstärke. Dennoch
sind Magnetresonanz-Spektren von der Magnetfeldstärke des
Grundfeldes abhängig,
da höhere
Feldstärken
sowohl die einzelnen Resonanzen besser trennen als auch ein besseres
Signal-zu-Rauschen (SNR) ergeben. Die meisten spektroskopiefähigen MR-Systeme
im Klinikbereich arbeiten mit 1,5 bis 3 Tesla. Ebenso wichtig wie
die Größe der magnetischen
Feldstärke
ist deren Homogenität
und Stabilität,
um letztendlich Frequenzunterschiede von 1 Hz bei einer Grundfrequenz
von 63,8 MHz (1H bzw. Wasserstoff) tatsächlich auch messen zu können.
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Wie
bereits erwähnt,
wird unter klinischer MR-Spektroskopie die MR-Spektroskopie am lebenden
Patienten verstanden, die – häufig ergänzend zur MR-Tomographie – weiterreichende
Informationen über
die metabolische Zusammensetzung des untersuchten Gewebes liefert
und die In-Vivo-Untersuchungen von Stoffwechselprozessen im Menschen erlaubt.
In der klinischen MR-Spektroskopie
werden die unterschiedlichsten Metabolite (aus dem Stoffwechsel
resultierende bzw. im Stoffwechsel umgesetzte Produkte) nachgewiesen,
deren Existenz und Konzentration Aufschluss über neuronale Funktionalität, Stoffwechselveränderungen
und krankhafte Veränderungen
in Gehirn, Muskelgewebe und anderen Organen geben können.
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Wegen
der geringen Konzentration der Metabolite sind der Volumenanregung
je nach Kernart, Aufnahmedauer und Organ Grenzen gesetzt. Typische
Messvolumen in der 1H-MRS betragen etwa 2 cm3,
in der 31P-MRS ca. 30 cm3 und in der 13C-MRS sogar
mehr als 30 cm3. Für die Aufnahme eines aufschlussreichen
auswertbaren Spektrums mit entsprechend hohem SNR sind häufig eine
Vielzahl von Sequenzdurchläufen,
d. h. eine Vielzahl von hintereinanderfolgenden und anschließend aufaddierten Einzelmessungen
erforderlich. In der Regel sind dies bis zu 500 Messungen, die insgesamt
mehrere Minuten dauern können.
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Während dieser
vergleichsweise langen Aufnahmezeit von bis zu mehreren Minuten
sind die aufzunehmenden Einzelspektren äußeren Einflüssen (z. B. Hardware-Imperfektionen,
Temperaturänderungen
beteiligter elektronischer Komponenten) ausgesetzt, die eine Veränderung
der Resonanzfrequenz um bis zu einigen Hertz pro Stunde bewirken
können und
so das Gesamtspektrum als Mittelwert der Einzelspektren qualitativ
deutlich beeinflussen bzw. beeinträchtigen.
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Hinzu
kommt insbesondere in der Protonen-Spektroskopie (1H-MRS), dass das dominante Wasser-Signal
des überall
und in hoher Konzentration vorhandenen Zellgewebes durch eine spezielle Aufnahmesequenz
unterdrückt
wird, um die wesentlich (um ein bis zwei Größenordnungen) schwächeren Signale
(z. B. Kreatin, Cholin, Carnitin, usw.), die über einen Bereich von mehreren
ppm verteilt sind, sichtbar zu machen. Ein gängiges Verfahren zur sogenannten
Wasserunterdrückung
ist die CHESS-Technik
(engl. CHEmical Shift Selective Saturation – auch 3-Puls-Unterdrückung genannt), bei der die
Kernspins der Wassermoleküle
zunächst durch
90°-HF-Pulse
selektiv angeregt werden und ihre Quermagnetisierung anschließend durch
das Schalten magnetischer Feldgradienten (in allen drei Raumrichtungen,
x-, y-, z-Gradient) dephasiert wird. Für ein sich unmittelbar anschließendes Spektroskopieverfahren
(beispielsweise durch unmittelbar nachfolgende Volumenanregung)
steht somit – im
Idealfall – keine
nachweisbare Magnetisierung der Wassermoleküle mehr zur Verfügung. In
der Realität
verbleibt zwar eine geringe Wasser-Restmagnetisierung, die jedoch
im Rahmen des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses (Signalhöhe der interessierenden
1H-Metabolite relativ zur Basislinie) tolerierbar ist.
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Ein
erster Ansatz im Stand der Technik, um eine Verschiebung der Einzelspektren
durch Frequenzdrift in der 1H-Spektroskopie
berücksichtigen zu
können,
ist es, die Wasserunterdrückung
derart zu betreiben, dass ein deutliches Wassersignal (in Form eines
Peaks im Spektrum) verbleibt, aus dem Information für Frequenzverschiebungen
abgeleitet werden kann. Nachteilig bei dieser Methode ist, dass wassernahe
Metabolite auf dem breiten Fuß der Wasserlinie
liegen und weitere Nachverarbeitungsschritte erforderlich sind,
um zumindest den optischen Eindruck eines MR-Spektrums (Peaks auf waagerechter
Basislinie) wieder herzustellen. Weiterhin nachteilig bei diesem
Verfahren ist, dass bei einer Drift der Systemfrequenz auch die
Qualität
der Wasserunterdrückung
beeinträchtigt,
diese Methode deshalb nicht sehr robust ist.
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Einzelne
Forschergruppen schlagen vor, nach einer definierten Anzahl von
Repetitionen, während
der die Frequenzverschiebung vernachlässigt bzw. linear interpoliert
werden kann, (Se quenzpaket beispielsweise nach der Akquirierung
von 10 Einzelspektren) in Form eines Referenzscans eine einzelne Messung
vorzunehmen, durch die ausschließlich die exakte Frequenzposition
des Wassersignals bestimmt wird. Eine derartige Sequenzabfolge soll
solange durchgeführt
werden, bis ein brauchbares Spektrum erhalten worden ist. Die jeweiligen
Referenzmessungen liefern eine Basis, auf der sämtliche Repetitionszyklen (Sequenzpakete)
relativ zueinander korrigiert werden können. Nachteilig bei diesem Verfahren
ist der erhöhte
Zeitbedarf für
die zusätzlichen
Referenzmessungen, weshalb diese Methode letztendlich unattraktiv
ist.
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Weiterhin
wird versucht, die Gesamtmesszeit der Spektroskopie-Messung zu minimieren,
um den Einfluss von Frequenzänderungen
so gering wie möglich
zu halten. Dies jedoch hat starke Sättigungseffekte zur Folge,
was schließlich
das aufgrund der Messzeitverkürzung
dann ohnehin schlechte Signal-zu-Rausch-Verhältnis noch
weiter verschlechtert.
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In
T. Thiel et al., „Phase
coherent averaging in magnetic resonance spectroscopy using interleaved
navigator scans: compensation of motion artifacts and magnetic field
instabilities",
Magn. Reson. Med. 47 (2002), S. 1077–1082 wird der Einfluß von zeitlichen
Signal-Instabilitäten
auf die Qualität
von 1H-MR-Spektren diskutiert. Als Ursache
derartiger Instabilitäten
werden Hardware-Mängel
genannt (z. B. Drift des magnetischen Grundfeldes aufgrund Schwankungen
im Supra-Leiter) sowie Patientenbewegung insbesondere bei Standard-Akquisitionstechniken
in der klinischen MR-Spektroskopie. Als Lösung wird vorgeschlagen, in
eine volumenselektive MRS-Meßsequenz
die Messung eines Navigatorsignals einzubauen, dieses zu dem eigentlichen (Metaboliten-)Meßsignal
in Beziehung zu setzen und so eine individuelle Phasenkorrektur
vorzunehmen.
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Auch
in P.G. Henry et al., „Field-frequency
locked in vivo proton MRS on a whole-body spectrometer", Magn. Reson. Med. 42
(1999), S. 636–642
wird ein dem Thiel-Dokument entsprechendes Verfahren offenbart,
wobei hierbei nicht explizit von „Navigatorsignalen", sondern allgemeiner
von „Referenzsignalen" gesprochen wird.
In beiden Dokumenten jedoch wird nachteilig keine Wasserunterdrückung, insbesondere
keine 3-Puls-Wasserunterdrückung in
Betracht gezogen.
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Letztendlich
ist das Problem der Frequenzdrift-Korrektur in der 1H-Spektroskopie
derzeit nicht befriedigend gelöst.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein Verfahren bereitzustellen,
durch das auf einfache Weise eine Frequenzdrift in der MR-Spektroskopie
mit Wasserunterdrückung
diagnostiziert und korrigiert werden kann.
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Diese
Aufgabe wird gemäß der vorliegenden Erfindung
durch die Merkmale des unabhängigen Anspruchs
gelöst.
Die abhängigen
Ansprüche
bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
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Es
wird also ein Verfahren beansprucht zur dynamischen Frequenzdetektion
der Resonanzfrequenz in Magnetresonanz-Spektroskopie-Experimenten, in dem durch
Messen von Navigator-Signalen zum jeweils gleichen Zeitpunkt in
jedem einer Anzahl von aufeinanderfolgenden Sequenzdurchläufen und
durch Vergleich der Navigator-Signale eine Frequenzverschiebung
der Resonanzfrequenz ermittelt wird, auf deren Basis das aus jedem
Sequenzdurchlauf erhaltene jeweilige Einzelspektrum bezüglich der gemessenen
Frequenzverschiebung korrigiert wird, wobei das Magnetresonanz-Spektroskopie-Experiment
mit Wasserunterdrückung
durchgeführt
wird, dadurch gekennzeichnet, dass im Falle einer Mehr-Puls-Wasserunterdrückung das
Navigator-Signal
unmittelbar nach dem ersten HF-Sättigungs-Puls erfolgt.
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Dabei
ist es vorteilhaft, den ADC und damit die Dauer des Navigator-Signals
in der Größenordnung
von 100 μs
zu schalten bzw. die ADC-Datenerfassung erfindungsgemäß auf größenordnungsmäßig 10 ADC-Messwerte
zu beschränken.
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In
einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird über die
ADC-Messwerte eines jeden Navigator-Signals gemittelt.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird über alle
korrigierten Einzelspektren gemittelt.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung
werden nun anhand von Ausführungsbeispielen
bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
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1 zeigt
schematisch das Sequenzschema einer erfindungsgemäßen MR-Spektroskopie-Sequenz
mit 3-Puls-Wasserunterdrückung und
Navigatorsignal,
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2a zeigt
schematisch ein von Wasserprotonen dominiertes FID-Signal im Zeitbereich,
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2b zeigt
schematisch ein 1H-FID-Signal der 1H-Metabolite im Zeitbereich mit Wasserunterdrückung,
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2c zeigt
schematisch eine von Wasserprotonen dominierte Resonanzkurve im
Frequenzbereich,
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2d zeigt
schematisch eine Resonanzkurve der 1H-Metabolite im Frequenzbereich mit Wasserunterdrückung.
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Die
magnetresonanzspektroskopische Untersuchung eines Gewebes liefert
ein gedämpftes, periodisch
mit der Larmor-Frequenz oszillierendes magnetisches Kernresonanz-Signal
(MR-Signal), den sogenannten Freien-Induktions-Zerfall (engl. Free
Induction Decay, FID) wie es beispielsweise in den 2a und 2b dargestellt
ist. Das FID-Signal ist quasi die elektromagnetische Antwort auf
einen zuvor eingestrahlten Hochfrequenz-Anregungspuls in das zu untersuchende
Gewebe. Wie bereits in der Beschreibungseinleitung erwähnt, stellt
der eingestrahlte HF-Anregungspuls ein Frequenzspektrum in dem MHz-Bereich
dar, welcher sich über
den zu erwartenden Resonanzbereich der Metabolite erstreckt. Bei
der Protonen-Spektroskopie ist das ein Bereich vom 10 ppm bei ca.
60 MHz, die spektrale Breite in der Phosphorspektroskopie liegt
bei ca. 30 ppm um 26 MHz und in der 13C-Spektroskopie sind die Resonanzen
in den Spektren über
einen Bereich von 200 ppm bei ca. 16 MHz verteilt.
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Das
FID-Signal selbst ist ein zeitlich abhängiges Antwortsignal, in dessen
Frequenzverlauf sämtliche
Resonanzen der angeregten Kerne in den jeweiligen Metaboliten frequenzkodiert
sind. Diese Kodierung kann durch eine Fourier-Transformation aufgeschlüsselt und
nach Resonanzfrequenzen sortiert werden. Die Fouriertransformierte
des FID bezeichnet man allgemein als Resonanzkurve, wobei sich in
der MR-Spektroskopie auch der Begriff "Absorptions-Spektrum" eingebürgert hat. Im weiteren Verlauf
dieser Beschreibung wird die Repräsentation der magnetischen
Kernresonanzsignale im Zeitbereich als MR-Signal, im Frequenzbereich als Resonanzkurve
oder Spektrum bezeichnet.
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Die
Techniken, die zur Auswahl des Volumens, in dem das MR-Signal gemessen werden
soll, benützt
werden können,
sind zumindest teilweise die gleichen wie in der MR-Tomographie,
d. h. wie in der Bildgebung, wo auch ein Kernresonanzsignal einem bestimmten
Ort zugeordnet wird.
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Mittels
Gradienten, d. h. räumlich
unterschiedlichen Magnetfeldstärken,
die von sogenannten Gradientenspulen außerhalb des Körpers erzeugt
werden, können
beliebige Volumina im Körperinneren
ausgewählt
(selektiert) und angeregt werden. Dabei existieren verschiedenste
Techniken und Kombinationen, wie diese Gradienten, d. h. wann, wie
lange und wie stark, in Kombination mit den jeweiligen HF-Anregungspulsen
geschaltet werden. Die einfachste Volumen-Selektionsmethode besteht üblicherweise
im nachfolgenden Einstrahlen von drei spektralen 90°-HF-Pulsen,
wobei gleichzeitig mit jedem HF-Puls ein Gradientenpuls der jeweiligen Raumrichtung
(x-, y-, z-Richtung) geschaltet wird. Man nennt solche HF-Pulse "schichtselektiv". Auf diese Weise
werden drei zueinander orthogonale Schichten und letztendlich nur
das entsprechende Schnittvolumen adäquat angeregt, so dass auch
nur dieses ein Signal liefert. Dieses eine Signal wird schließlich mit
einem ADC (Analog Digital Converter) ausgelesen.
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Auch
bei größeren Volumina
reicht üblicherweise
eine einzige Messung des FID-Signals nicht aus, um signifikante
Peaks im Spektrum relativ zum Grundrauschen zu erhalten. Es müssen meist
viele Sequenzdurchgänge
gemessen werden, wobei die jeweils zu einem Sequenzdurchgang gehörigen Einzelspektren
addiert werden. Die notwendig große Anzahl an Sequenzdurchgängen führt zu einer
vergleichsweise langen Gesamtaufnahmezeit (bis zu mehreren Minuten),
während
der gerätespezifische Störungen auf
die aufzunehmenden Einzelspektren deutlichen Einfluss nehmen. So
führt eine
Drift der Resonanzfrequenz während
der Messung zu einer Verschiebung der Einzelspektren zueinander,
was bei der Spektrenaddition zu einer deutlichen Signalverbreiterung
führt.
Die vorliegende Erfindung schlägt
ein Verfahren vor, wie eine Resonanzfrequenzdrift während der
Messung auf einfache Weise berücksichtigt
und zur Korrektur verwendet werden kann.
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Bei
der 1H-Spektroskopie kommt erschwerend hinzu, dass das Wassersignal
des Zellgewebes – wie
bereits eingangs erläutert – gegenüber den
Metaboliten-Signalen um Größenordnungen
dominiert und vor der eigentlichen Volumenanregung mit anschließender Messung
durch einen weiteren zeitaufwändigen
Sequenzabschnitt unterdrückt
werden muss. Ohne Unterdrückung
des Wassersignals würden
die Resonanzen der Metabolite in der Resonanzkurve nicht in Erscheinung
treten. Diesen Sachverhalt verdeutlichen die 2a bis 2d:
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2c zeigt
schematisch eine von "freien" Wasserprotonen dominierte
Resonanzkurve im Frequenzbereich die durch Fouriertransformation
aus dem ADC-Signal von 2a erhalten wurde. Das Signal
von Wasser in beiden Kurven (ADC-Signal und Resonanzkurve) ist so
dominant, dass Frequenzen bzw. Resonanzen von 1H-Metaboliten kaum
zu erkennen sind. 2b zeigt schematisch ein ADC-Signal,
welches mit Wasserunterdrückung
akquiriert wurde. Das Signal, zeigt deutlich den exponentiellen Abfall
als Einhüllende,
in der die Resonanzen von 1H-Metaboliten
frequenzkodiert sind. Die Fouriertransformation der Kurve aus 2b führt zu einem in 2d dargestellten
Spektrum, in dem die Resonanz von Wasser (schwarzer Pfeil) gegenüber den 1H-Metaboliten
rechts von der Wasserresonanz deutlich unterdrückt erscheint.
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Der
Sequenzabschnitt einer Wasserunterdrückung besteht in einer ähnlichen
Abfolge von HF- und Gradientenpulsen wie bei der Volumenanregung,
jedoch sind die HF-Pulse nicht schichtselektiv (d. h. die Gradientenpulse
werden nicht gleichzeitig mit den HF-Pulsen eingestrahlt) und weisen
außerdem
relativ zueinander einen spezifischen zeitlichen Abstand und spezifische
Amplitudenverhältnisse
zueinander auf. Dies führt
einerseits zu einer weiteren deutlichen Verlängerung der Messdauer, was
die Sensibilität
einer Spektroskopie-Messung mit Wasserunterdrückung noch weiter erhöht. Andererseits können unter
praktischen Randbedingungen mit dieser verhältnismäßig einfachen Methode typischerweise
Wasserunterdrückungsfaktoren
zwischen 30 und 80 erzielt werden, was für viele Anwendungen nicht nur
ausreichend sondern notwendig ist um Resonanzen von 1H-Metaboliten
im Spektrum überhaupt
signifikant darzustellen. Dass das Wassersignal nie vollständig unterdrückt werden
kann, ist kein unbedingter Nachteil.
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1 zeigt
eine typische MRS-Sequenz in Form einer konventionellen Volumen-Anregung,
der eine 3-Puls-Wasserunterdrückung vorausgeht.
Nach der Volumenanregung wird der ADC derart geschaltet, dass das
unmittelbar nach dem dritten schichtselektiven HF-Puls auftretende
FID-Signal akquiriert bzw. abgetastet wird. Wie anhand 1 zu
erkennen ist, führt
eine derartige Wasserunterdrückung
(hier eine 3-Puls-Unterdrückung) zu
einer deutlichen zeitlichen Verlängerung
der Messsequenz (um einen Faktor 2 bis 3).
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Die
vorliegende Erfindung besteht nun darin, die Datenakquisition einer
an sich bekannten MR-Spektroskopie-Sequenz mit Wasserunterdrückung um
ein Navigator-Signal durch kurzes Anschalten des ADCs zu erweitern.
Wichtig ist, dass das Navigator-Signal stets nach dem gleichen Zeitabschnitt
tNav relativ zum Sequenzbeginn erfolgt.
Ferner ist es vorteilhaft, das Navigator-Signal sehr kurz zu halten
(beispielsweise 50 bis 100 μs),
so dass der ADC größenordnungsmäßig etwa
10 Werte erfasst, über
die möglicherweise
gemittelt werden kann (auch andere Werte sind denkbar). Betrachtet
man eine 3-Puls-Unterdrückung gemäß 1,
so ist es vorteilhaft, das Navigator-Signal zwischen erstem und zweitem
HF-Unterdrückungspuls
zu sampeln. Auf diese Weise misst der ADC in jedem Sequenzdurchlauf
zum jeweils gleichen Zeitpunkt wenige Datenpunkte (komplexe Werte,
frequenzkodiert), die das nicht ganz unterdrückte Resonanzsignal von Wasser enthalten.
Als komplexe Werte besitzen die jeweiligen (möglicherweise gemittelten) ADC-Werte
eine Phase θ,
die im Falle einer Drift der Resonanzfrequenz von Sequenz zu Sequenz
differiert.
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Durch
Vergleich der Phasen der jeweiligen (gemittelten) Navigator-Signal-Werte
eines jeden Einzelspektrums (beispielsweise durch komplex-konjugierte
Multiplikation) kann gemäß Δν = Δθ2πTE eine
Frequenzdrift in Form einer Frequenzverschiebung Δν ermittelt
werden, wobei TE den zeitlichen Abstand zwischen dem Anregungspuls
und dem Navigatorsignal darstellt. Jedes Einzelspektrum kann so um Δν korrigiert
werden. Idealerweise werden die Phasen der unterschiedlichen Einzelspektren
stets mit dem gleichen "Referenz-"Navigator-Signal
(vorzugsweise des ersten Sequenzdurchlaufs) verglichen. Die Genauigkeit
hängt von
TE ab und wird mit < ±1 Hertz
prognostiziert.
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Zusammengefasst
stellt die erfinderische MR-Spektroskopie-Sequenz eine nur geringfügige Modifikation
bereits bestehender MRS-Sequenzen dar mit keiner oder geringer Auswirkung
auf die Messzeit. Ferner wird durch das erfindungsgemäße Verfahren
die Spinhistorie nicht beeinträchtigt,
d. h. es wird lediglich Zusatzinformation aus bestehenden abfolgenden
Sequenzschritten ausgelesen. Diese Zusatzinformation wird schließlich direkt
zur Korrektur der Einzelspektren verwendet und liefert letztendlich
eine bessere Qualität
der aufaddierten Einzelspektren.