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Montag, 2022-08-08

Radiale 3d Bildgebung mit ultra-kurzen Echozeiten (UTE) am klinischen 3T Scanner

Abb. 1: Radiales 3D Ausleseschema. Dargestellt sind (a) das Koordinatensystem, (b) die Endpunkte aller Auslesezeilen als Bahnlinie auf Konusflächen und (c) die einzelnen Auslesezeilen. Abbildung aus PlosONE DOI 10.1371 unter CC by SA.

Bei normalen MRT Sequenzen wird der k-Raum typischerweise kartesisch, Zeile für Zeile akquiriert. Die dabei geschalteten Gradienten für die Schicht- bzw. Blockselektiven RF-Pulse sowie die Gradienten zur Phasenkodierung benötigen dabei einige 100µs Zeit zwischen dem magnetischen Zentrum des RF Pulses und dem Echozentrum. Die untere Grenze der Echozeit liegt auf einem klinischen Scanner dadurch typischerweise bei 1.2ms. Einige Körpergewebe, wie zum Beispiel kompakter Knochen oder Sehnen,  haben aber T2-Relaxationszeiten noch deutlich unter 1ms und lassen sich mit MRT oft nur "negativ" als signallose Struktur, die in Signalreiches Gewebe eingebettet ist, darstellen.

Durch geeeignete Sequenzen können auch auf klinischen Scannern Echozeiten in der Größenordnung von 50-70µs realisiert werden. Zur Verkürzung der Echozeit werden zum Einen keine Schichtselektionsgradienten (mit den dann notwendigen Rephasierungsgradienten) verwendet. Damit wird aus einer normalen selektiven Gradientenechosequenz (GRE) eine GRE ohne Selektive Anregung. Um vollständig auf die mehre hundert µs langen Phasenkodiergradienten verzichten zu können wird statt einer kartesischen Kodierung  eine radiale center out Kodierung verwendet. Das Auffüllen des 3-dimensionalen k-Raums geschieht hier nicht durch Phasenkodiergradienten vor der eigentlichen Datenakquisition, sondern dadurch, dass das zeilenweise Auslesen im Zentrum des Raums startet und jedesmal in eine andere Richtung verläuft (Abb. 1). Dies hat den entscheidenen Vorteil, dass zwischen Anregungspuls und Beginn der Datenakquisition keinerlei Gradienten mehr geschaltet werden müssen. Praktisch treten aber in jeder Scannerhardware kleine Verzögerungen der tatsächlichen Gradientenfelder (Delays) auf die korrigiert werden müssen um Artefaktfreie Bilder zu erhalten.

 

 


Messen und Kompensieren der Gradientendelays

Abb. 2: Grafische Darstellung der Messdaten einzelner Template-Aqkisitionen. (a) zeigt die Magnitude des gemessenen MRT Signals, (b) die Phase und (c) einen kleineren Ausschnitt mit dem Phasenknoten der zur Kalibration der Gradientendelays verwendet wird. PlosONE DOI 10.1371 unter CC by SA.
Abb. 3: Eine hochaufgelöste UTE Messung am Kopf eines Probanden. In (a) wurde das Bild mit der Theoretischen Trajektorie, ohne Delaykorrektur rekonstruiert. Deutlich zeigen sich die Artefakte als Signalverschiebungen und schwarze Streifen. In (b) wurden die mit Phasenknoten automatisch bestimmten Delays benutzt und in (c) manuell gefundene optimale Delays. PlosONE DOI 10.1371 unter CC by SA.

Im Gegensatz zu kartesischen Sequenzen, verursachen kleine Verzögerungen der Gradientenwirkung in radialen Sequenzen Artefakte (Abb. 3a). Zur präzisen Bestimmung des tatsächlichen Gradientenverlaufs wird der eigentlichen Messung eine kurze Kalibrationsmessung vorgeschaltet (Templateakquisition). Während dieser Template Messung wird ein sehr kleiner Gradienten entgegen der eigentlichen readout Richtung ausgeführt. Dadurch wird im gemessenen Signal erst eine Rephasierung zum tatsächlichen k-Raum Zentrum stattfinden. Üblicherweise wird dazu das Maximum des Magnitudensignal genutzt (Abb. 2a), wo deutlich eine Verschiebung des Maximums in Abhängigkeit der farbkodierten Messrichung zu erkennen ist. Diese Methode ist aber, u.a. durch das sehr breite und flache Maximum, vergleichsweise ungenau. Eine neue Methode basiert auf der Analyse der Phase des Messsignals (Abb. 2b und c). Die Phase des gesamten, aufsummierten Messobjektes zeigt einen deutlich erkennbaren Knoten zum Zeitpunkt der tatsächlichen  vollständigen Rephasierung (Zentrum des k-Raums). Vergleicht man diesen Zeitpunkt mit dem aus dem Sequenztiming bekannten nominellen Zeitpunkt kann man die Gradientenverzögerung direkt berechnen.


UTE Anwendung für quantitatives Parameter mapping (ultra) kurzer T2 Zeiten

Abb. 4: Oben (a) ist die T2*-Kartierung eines Unterschenkelquerschnitts gezeigt. Durch die 4 frei gewählten, fein abgestuften Auswertung von 4 fein abestuften Echozeiten können insbesondere in den Kotikalen Knochen arealen akkurate T2* Werte berechnet werden. Unten (b) is die gleiche Auswertung basierend auf einer zeitlich nur wenig kürzeren Doippelecho-UTE Sequenz gezeigt, welche durch das sehr späte 2. Echo die kurzen T2*-Werte erheblich überschätzt. PlosONE DOI 10.1371 unter CC by SA.

Neben der Verwendung der UTE Sequenz als neuer Kontrast für anatomische Darstellung von Knochen- und Lungengewebe ist vor allem die quantitative Bestimmung der (ultra) kurzen T2 Zeiten von Cortical Bone interessant, da es als ein Biomarker für Knochenpathologien fungieren kann. Durch eine zeitlich hoch optimierte Sequenz lassen sich in sehr kurzer Messzeit verschiedene, beliebig kurze und dicht beieinanderliegende Echozeiten realisieren. Basierend auf diesen multiplen Akquisitionen kann die T2-Zeit des Kortikalen Knochen (Abb. 4) bestimmt werden. Versucht man mit scheinbar effizienten Doppelecho-Sequenzen ähnliche Parameterkarten zu berechnen, kommt man auf Grund der (zu) großen Echoabstände um Mehrfachmessungen ebenfalls nicht herum -- aber dann mit einer deutlich längeren Gesamtmesszeit.


Zuletzt geändert: 22.07.2016 (10:40)