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Messungen der Atembewegung mit schneller Magnetresonanztomographie und induktiv gekoppelten Markerspulen
ORIGINALARBEIT
Messungen der Atembewegung mit schneller Magnetresonanztomographie und induktiv gekoppelten Markerspulen Hendrik Zimmermann, Reiner Umathum, Christian Plathow, Wolfhard Semmler, Wolfgang Nitz*, Michael Bock Deutsches Krebsforschungszentrum, Forschungsschwerpunkt Innovative Krebsdiagnostik und Therapie, Heidelberg * Siemens Medical Solutions, Erlangen
Zusammenfassung Die Atembewegung der Thoraxwand gibt indirekten Aufschluss über die Atemverschiebung der inneren Organe. Um für Anwendungen in der Strahlentherapie die Korrelation zwischen Thoraxwand- und Lungenbewegung zu analysieren, wird die Atemverschiebung der Lunge mit einer schnellen Gradientenechopulssequenz (trueFISP) mit 2–3 Bildern/s dargestellt. Zur Quantifizierung der Bewegung wird eine kleine, induktiv gekoppelte Markerspule auf der Brustwand angebracht und mit einer schnellen Projektionstechnik detektiert. Da die Markerspule in ihrem Inneren eine Sendefeldüberhöhung (Faktor 16) erzeugt, kann bei den Projektionen mit sehr kleinen nominellen Flipwinkeln von nur 2° gearbeitet werden, so dass die Bildqualität der trueFISP-Sequenz kaum beeinträchtigt wird. Probandenmessungen mit der Markerspule zeigten eine gute Übereinstimmung mit zeitgleich abgeleiteten Daten eines Atemgurts und aus den Bilddaten extrahierten Bewegungspositionen. Während der Atemgurt nur innerhalb seines dynamischen Bereiches verlässliche Daten lieferte, konnten mit der Markerspule auch extreme Atemexkursionen mit einer Genauigkeit von weniger als zwei Millimetern detektiert werden.
Schlüsselwörter: Zeitaufgelöste Magnetresonanzbildgebung, Artefakte, Atemtrakt
Einleitung Während der Atmung unterliegen Lunge und angrenzende Organe einer periodischen Bewegung im Thorax. Da die in-
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Measurements of respiratory motion using fast magnetic resonance imaging and inductively-coupled marker coils Abstract The respiratory motion of the thoracic wall provides indirect information about the breathing displacement of the inner organs. To analyze the correlation between thoracic wall and lung motion for applications in radiation therapy, the breathing displacement of the lung is visualized with a fast gradient echo pulse sequence (trueFISP) at a rate of 2–3 images/sec. For quantification of the motion, a small inductively-coupled marker coil is attached to the chest wall and detected with a fast projection technique. Since the marker coil generates a flip angle amplification (factor 15) in its interior, very small nominal flip angles of 2° can be used during the projection measurements which do not affect the image quality of the trueFISP images. Volunteer studies with the marker coil showed a good agreement with simultaneously acquired breathing belt data and position information extracted from the MR images. Whereas the breathing belt provided reliable data only within a certain dynamic range, the marker coil could detect also extreme breathing excursions with a precision better than 2 millimeters. Keywords: CINE Magnetic Resonance Imaging, Artifacts, Respiratory System
neren Organe (z. B. Leber, Niere, Milz) nur lose miteinander verbunden und teilweise auch kompressibel sind, ist das Bewegungsmuster unter der Atmung nicht exakt vorhersagbar. Für diagnostische und therapeutische Anwendungen wie die
Z. Med. Phys. 15 (2005) 38–44 http://www.elsevier.de/zmedphys
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artefaktfreie MR-Bildgebung oder konfokale Strahlentherapie von Lungenrundherden, bei denen die Dauer länger als eine zumutbare Atemanhalteperiode von typischerweise 20 Sekunden sein kann, ist es daher notwendig, diese Bewegung zu verfolgen und ggf. zu korrigieren. Etablierte Verfahren für die Bewegungsmessung basieren auf der Verfolgung von externen Markierungssystemen (Marker, Gurte) [2] oder auf der Extraktion von Bewegungsinformationen aus kontinuierlich akquirierten Bilddaten. In der MR-Tomographie werden als externe Systeme meist Atemgurte oder Druckkissen eingesetzt, die um die Brust oder den Bauch des Patienten gespannt werden und deren Dehnung oder Kompression während der Atmung gemessen wird. Da diese Informationen erst separat digitalisiert werden müssen, erfordert die Technik zusätzliche Hardware-Komponenten, die in den MR-Tomographen integriert werden. Darüber hinaus kann es bei adipösen Patienten oder extremen Atemexkursionen bei diesen Systemen zu Problemen mit der Signalaussteuerung kommen, da z. B. die Atemgurte nur für eine bestimmte maximale Ausdehnung konfiguriert sind. Für die kardiologische MR-Bildgebung wird hingegen hauptsächlich ein bilddaten-basiertes Verfahren, die Navigatormessung [14], verwendet, bei der über eine spezielle Spinecho-Technik die Bewegung des Leberpols unter der Atmung abgebildet und automatisch analysiert wird. Neben dem erhöhten Zeitaufwand während der Messung hat die Navigatortechnik den Nachteil, dass es in der Lunge zu unerwünschten Signalsättigungen kommt, die u. U. diagnostisch relevante Informationen überdecken können. In dieser Arbeit wurde ein alternativer Ansatz zur Messung der Atembewegung implementiert, der mit Hilfe einer schnellen MR-Projektionsmessung die Position eines externen Markers bestimmt. Die Positionsbestimmung beansprucht nur wenige Millisekunden pro Bild und erfolgt zwischen der Aufnahme aufeinanderfolgender MR-Bilder. Der Marker, eine induktiv gekoppelte kleine Empfangsspule, wird äußerlich an der Bauchwand positioniert und mit Hilfe einer nichtselektiven Hochfrequenzanregung mit extrem kleinen Flipwinkeln nachgewiesen. Neben Temperaturmessungen zur Evaluation der Sicherheit der Markerspulen wurde in einer Probandenstudie untersucht, ob die Bewegungsmessungen mit der Markerspule mit Daten eines Atemgurtes sowie Bewegungsmessungen durch Bildanalysen übereinstimmen.
Induktiv gekoppelte Markerspule Als lokaler Marker wurde eine Solenoidspule (Länge: 2 cm, Ø: 5 mm, Windungszahl: 21) mit Hilfe eines nichtmagnetischen Kondensators auf die Resonanzfrequenz des Tomographen von 63,63 MHz abgestimmt [4,15]. Die Spule wurde mit einer Signalquelle versehen, die aus einem Flüssigkeitsreservoir (destilliertes Wasser/Kontrastmittel Gd-DTPA : 100/1) bestand (Abb. 1). Wie bei einem solchen resonanten, induktiv gekoppelten Resonator zu erwarten ist, wird ein extern eingestrahltes Hochfrequenzfeld im Inneren der Markerspule überhöht [10]. Für die hier verwendete Konfiguration wurde eine Überhöhung um den Faktor 16 beobachtet, d. h. nach Kalibrierung der Ganzkörpersendespule mit einem Lastphantom (transmitter adjustment) wurde das Signalmaximum in der Markerspule bei einem nominellen Flipwinkel von ca. 6° beobachtet (Abb. 2).
Abbildung 1 Resonant abgestimmte Markerspule mit Flüssigkeitsreservoir als Signalquelle.
Material und Methoden Die Messungen zur Thoraxwandbewegung wurden an einem klinischen 1,5-Tesla-Ganzkörpertomographen (Magnetom Symphony, Siemens, Erlangen) durchgeführt, der mit einem Gradientensystem mit Gmax = 30 mT/m ausgestattet ist (Quantum-Gradienten). Für die MR-Bildgebung des Thorax wurden entweder die integrierte Wirbelsäulenspule (spine array) in Kombination mit einer Torso-Spule (body phased array) oder eine dedizierte 12-Kanal-Thoraxspule eingesetzt.
Abbildung 2 Gemessene Flipwinkelüberhöhung innerhalb der Markerspule im Vergleich zu einem Phantom außerhalb. Bei einem nominellen Anregungswinkel von 6° beobachtet man in der Markerspule ein Signalmaximum (effektiver Anregungswinkel: 90°), was eine Flipwinkelüberhöhung um den Faktor 16 bedeutet.
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Abbildung 3 Zwei Atemlagen aus einer trueFISP-Serie (links, rechts). Hell überlagert sind die Positionen der detektierten Navigatorposition zu sehen. Mitte: Alle Navigatorpositionen aus der entsprechenden Serie aneinander gereiht, zur Kontrolle als helle Punkte dargestellt. Temperaturmessung Mit Hilfe einer faseroptischen Temperaturmessung wurde evaluiert, ob es durch das Einbringen der resonanten Markerspule in das Hochfrequenzfeld des MR-Tomographen zu einer Gefährdung des Patienten durch Erwärmungen kommen kann [12,13]. Dazu wurden drei temperatursensitive Messfasern eines Thermometers (Luxtron Modell 755, Polytec, Waldbronn) innerhalb der Markerspule, an ihrem Rand sowie an der dem Patienten zugewandten Unterseite angebracht. Mit zwei verschiedenen MR-Pulssequenzen (trueFISP und HASTE), die eine hohe Hochfrequenzleistung abgeben, wurden über einen Zeitraum von 5 min kontinuierlich Bilddaten akquiriert und dabei alle 30 s die Temperatur gemessen (Abb. 3).
Abbildung 4 Schema der trueFISP-Sequenz (rechts) mit vorgeschalteter Projektionsmessung (links), die die Positionsbestimmung der Markerspule mit alternierenden Gradientenvorzeichen in Ausleserichtung vornimmt. Zur Laufzeit der Sequenz kann die Achse der Positionsbestimmung auf Phasenkodier- oder Schichtselektionsrichtung umgeschaltet werden. Senkrecht zur Ausleserichtung der Trackingdaten sind jeweils die Dephasiergradienten (schwarz) angelegt. Vor und nach jedem Tracking erfolgt dann die Bildgebung mittels einer trueFISP-Sequenz.
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Dabei wurden die für die Leistungsüberwachung (specific absorption rate, SAR) relevanten Messparameter der trueFISP-Sequenz wie Anregungswinkel und Repetitionszeit genau wie bei den späteren Probandenmessungen eingestellt. Pulssequenz zur Analyse der Atembewegung In eine schnelle trueFISP-Sequenz [5,6] wurde eine Projektionsmessung integriert, die zwischen der Aufnahme zweier aufeinanderfolgender Bilder die Position der Spule längs einer vorgegebenen Raumrichtung (Abb. 4) bestimmt [3,16]. Um mit der schnellen Bildgebung die Lungenbewegung direkt darstellen zu können, wurden folgende Messparameter verwendet: TR = 3,8 ms, TE = 1,8 ms, Auslesebandbreite =
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890 Hz/Pixel, Matrix = (154–192) × 256, Field of View = (263–350) × 350 mm2, Partial Fourier: 5/8, Messzeit/Bild = (0,30–0,46) s. Damit die Bewegungsmessung der Markerspule mit einem etablierten Messverfahren verglichen werden kann, wurden gleichzeitig die Daten eines angelegten Atemgurtes protokolliert und mit den Bildern abgespeichert. Um die Markerspule im MR-Tomographen zu lokalisieren, wurde eine Gradientenechoprojektionsmessung mit nichtselektiver Hochfrequenz-Anregung verwendet [1,8]. Die Projektionsmessung verwendet zusätzliche Hochfrequenzpulse, um den Gleichgewichtszustand der trueFISP-Sequenz zu speichern und nach der Projektionsmessung wiederherzustellen [19]. Im Gegensatz zu einer konventionellen MR-Bildgebungssequenz verzichtet die Projektionsmessung auf die räumliche Kodierung von zwei der drei Raumachsen und kommt somit mit einer Messzeit von 6 Millisekunden aus. Um die Markerspule in der Projektionsmessung gegen den Signalhintergrund des umliegenden Gewebes abgrenzen zu können, wurde ein Anregungsflipwinkel von 2° verwendet (entsprechend einem Flipwinkel 30° im Inneren der Spule). Da auch bei einem sehr kleinen Flipwinkel das Signal des umliegenden Gewebes noch sichtbar ist, wurde zusätzlich in Projektionsrichtung ein trapezförmiger Dephasiergradient (z-dephaser) eingesetzt [7], der bei vorgegebener Gradientenstärke Gdephaser und effektiver Dauer (Anstieg + Plateau) Tdephaser Signale homogener Strukturen der Ausdehnung L unterdrückt: L=
2π γ ⋅ G dephaser ⋅ T dephaser
wobei
(1)
∫ G(t)dt = G dephaser ⋅ T dephaser Hierbei ist γ das gyromagnetische Verhältnis, das für Protonen 2π × 42,577 MHz/Tesla beträgt. Um das Signal der Markerspule mit einer Ausdehnung in Projektionsrichtung von 2 mm nicht abzuschwächen, wurden folgende Parameter gewählt: Gdephaser = 2 mT/m, Tdephaser = 0,2 ms, L = 5,9 cm. Nach der Fouriertransformation des Projektionssignals konnte der Ort der Markerspule, der durch einen scharfen Peak gekennzeichnet war, automatisch mit Hilfe einer Maximumsuche bestimmt werden. Um die Markierungsspule mit einem hohen Signal-zuRausch-Verhältnis detektieren zu können, wurde sie immer in der Nähe einer der verwendeten Empfangsspulen positioniert. Außerdem wurde darauf geachtet, dass die Spule maximal 15 cm vom Isozentrum des Tomographen entfernt war, da bis zu diesem Abstand die Linearität der Gradienten eine Genauigkeit der Ortsbestimmung von ca. 1 Millimeter erlaubt. Probandenmessungen An sieben gesunden Probanden (1 weiblich, 6 männlich, Alter: 20–38 Jahre) wurden Messungen zur Analyse der Atembewegung vorgenommen. Die Probanden wurden ausführlich
aufgeklärt und haben schriftlich ihr Einverständnis zu dieser Untersuchung erteilt. Die Probanden wurden in Rückenlage auf der Patientenliege des Tomographen platziert, nachdem ihnen ein Atemgurt angelegt worden war. Die Markerspule wurde dann auf dem Bauch der Probanden fixiert. Nach der Akquisition von Übersichtsaufnahmen wurden Datensätze mit der trueFISP-Sequenz entweder in koronarer oder sagittaler Schnittführung so aufgenommen, dass der Übergang zwischen Lunge und Leber (Leberpol) in den Bildern zu erkennen war. Die Kodierung der Markerposition wurde in anterior-posterior Richtung eingestellt. Bildnachverarbeitung Die Bewegung des Leberpols wurde mit Hilfe eines speziellen Nachverarbeitungsprogramms (IDL, Creaso, München) aus den trueFISP-Bildserien extrahiert. Dazu wurde in einem Bild der Zeitserie der Leberpol identifiziert und mit Hilfe eines Schwellwertverfahrens seine Bewegung als Funktion der Zeit aufgetragen. In Abbildung 3 sind zwei trueFISP-Bilder zu verschiedenen Atemlagen zusammen mit der Zeitserie der Leberpolbewegung zu sehen, bei der einzelne Navigatorstreifen (d. h. vertikale Bildlinien) aneinander gereiht wurden. Die aus den Bildern gewonnen Bewegungsdaten wurden mit den Positionsmessungen der Markerspule und den Atemgurtdaten verglichen. Um die verschiedenen Daten gegeneinander auftragen zu können, wurde jeweils der Mittelwert der Zeitserie von den Daten subtrahiert. Die auf 12 Bit (0–4095) digitalisierten Gurtdaten wurden so skaliert, dass sie zusammen mit den anderen Messungen dargestellt werden konnten. Um den Grad der Übereinstimmung der verschiedenen Messmethoden zu quantifizieren, wurde für alle 13 vorhandene Datensätze der Kreuzkorrelationskoeffizient berechnet (Marker/Gurt, Gurt/Navigator, Navigator/Marker). Des Weiteren wurde analysiert, wie bei vorgegebener Position der Markerspule die dazugehörenden Navigatorpositionen streuen. Dazu wurde für alle gemessenen Positionen des Markers ein Akzeptanzfenster der Breite von 2 mm definiert. Getrennt für ansteigende und abfallende Flanken der Bewegung wurde bestimmt, zu welchen Zeitpunkten die Markerpositionen innerhalb des Fensters liegen. Für diese Zeitpunkte wurden die korrespondierenden Navigatorpositionen ausgelesen und über alle gefundenen Positionen die Standardabweichung berechnet.
Ergebnisse Innerhalb der Spule kam es während der Messzeit bei beiden verwendeten Sequenzen zu deutlichen Erwärmungen (Abb. 5) des Flüssigkeitsreservoirs um 4 K bei der trueFISP und um 8 K bei der HASTE-Sequenz. Nach 440 s wurde die HASTEMessung von der Leistungsüberwachung des Tomographen (SAR-Monitor) unterbrochen, weil die maximal erlaubten SAR-Grenzen erreicht waren. Unterhalb des Markers, wo die
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Abbildung 5 Zeitverlauf der Temperatur an und innerhalb der Markerspule bei kontinuierlicher MR-Bildgebung. Die Messung mit einer schnellen Spinecho-Sequenz (HASTE) wurde nach 440 s von der Leistungsüberwachung des MR-Tomographen abgebrochen, während die trueFISP-Messung über 10 min kontinuierlich durchgeführt werden konnte. Die geringste Erwärmung wurde bei beiden Sequenzen unterhalb der Halterung der Markierungsspule gemessen. Kunststoffhalterung den Körper des Patienten berührt, wurden nur moderate Erwärmungen von etwa 0,5 °C mit trueFISP und 2,5 °C mit HASTE gemessen. In Abbildung 6 ist exemplarisch der Zeitverlauf von Markerposition, Atemgurtexkursion und Navigatorposition über eine Messdauer von 45 s aufgetragen. In diesem Datensatz war der Atemgurt optimal ausgesteuert, und der dynamische Bereich war ausreichend, um die Atembewegung auch in maximaler Exspiration und Inspiration darzustellen. Bei 3 Probanden gelang eine solche Darstellung erst nach einer Neupositionierung des Gurtes. Das Amplitudenverhältnis
Abbildung 6 Gleichzeitige Auftragung der aus den MR-Bildern extrahierten Navigatorposition, der Atemgurtausdehnung sowie der Position der Markerspule als Funktion der Zeit.
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Abbildung 7 Auftragung der Navigatorposition als Funktion der Markerposition (rot) und Atemgurtausdehnung (grün). Die unterschiedlichen Kurvenverläufe für Expiration und Inspiration (Hysterese) sind eine Folge des Zeitversatzes zwischen der Akquisition der unterschiedlichen Daten. von Navigator und Markerspule hängt primär von der individuellen Atmung (Bauchatmung, Brustatmung oder Mischung) sowie von der Spulenposition ab und variierte bei den Probanden zwischen 0,8 und 2. Sowohl die Gurtdaten als auch die Spulendaten zeigten eine gute Korrelation mit der Navigatorbewegung. Die aus 13 Datensätzen gemittelten Kreuzkorrelationskoeffizienten betrugen: Marker/Navigator: 0,88 ± 0,04, Gurt/Navigator: 0,88 ± 0,06, sowie Marker/Gurt: 0,86 ± 0,08. In der direkten Auftragung der Navigatorposition gegen die Gurt- und Markerdaten ist zu beobachten, dass während Exspiration und Inspiration zwei verschiedenen Kurven eingenommen werden (Abb. 7). Diese Hysterese lässt sich erklären, wenn man berücksichtigt, dass zwischen der Akquisition der verschiedenen Daten ein Zeitunterschied von bis zu einer halben Bildaufnahmezeit liegt (0,15–0,23 s). In Abbildung 8 ist für eine vorgegebene Markerspulenposition die jeweils zugehörige Navigatorposition markiert. Nur zu Markerpositionen innerhalb eines Fensters mit 2 mm Breite und entweder ansteigender oder abfallender Flanke wurden die entsprechenden Navigatorpositionen markiert. Zu allen vorkommenden Markerpositionen wurden die Streuungen der zugehörigen Navigatorpositionen errechnet. Im Mittel findet man in diesem Beispiel zu vorgegebener Markerspulenposition mit einer Repositioniergenauigkeit von besser als 1,8 mm die dazugehörige Navigatorposition. Bei den meisten Datensätzen lieferten die Spulenpositionen nahe der Atemmittellage Standardabweichungen der Navigatorpositionen von 1,0–1,3 mm. Bei einem vorgegebenen Akzeptanzfenster von 2 mm Breite konnten zwischen 50 % und 70 % der Daten verwendet werden, d. h. alle anderen Markerpositionen lagen außerhalb des Akzeptanzfensters.
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Abbildung 8 Analyse der Repositioniergenauigkeit der Markerspule im Vergleich zum Leberpol-Navigator anhand eines typischen Datensatzes. Oben: Zu gegebenen Markerspulenpositionen (blaue Kreuze) werden die zeitgleich bestimmten Navigatorpositionen (rote Kreuze) ausgelesen. Unten: Für alle beobachteten Markerpositionen (Offset) wird die Standardabweichung der dazugehörigen Navigatorpositionen aufgetragen.
Diskussion In dieser Arbeit wird ein Verfahren vorgestellt, mit dessen Hilfe ohne zusätzliche Hardware-Komponenten die Atembewegung gemessen werden kann. In einer Pilotstudie an 7 Probanden konnte das Verfahren erfolgreich eingesetzt und mit bestehenden Atemmessungen verglichen werden. Die faseroptischen Temperaturmessungen haben gezeigt, dass sich die induktiv gekoppelten Spulen während kontinuierlicher MR-Bildgebung nennenswert erwärmen. Allerdings kann durch eine geeignete Isolation der Spule die Gefahr einer Verbrennung des Patienten gering gehalten werden. Da die Spule mit einem Flüssigkeitsreservoir ausgestattet ist, das austrocknen kann, muss in regelmäßigen Abständen der Inhalt des Reservoirs aufgefüllt werden.
Im Vergleich zum Standardverfahren zur Messung der Atembeweglichkeit, dem Atemgurt, hat das hier vorgestellte Verfahren auch bei extremen Atemexkursionen immer verlässliche Daten geliefert. Da der hier verwendete Atemgurt nur einen eingeschränkten dynamischen Bereich aufweist, musste er beim Anlegen einjustiert und bei fehlender Aussteuerung nachjustiert werden. Die Markerspule konnte hingegen ohne weitere Kontrolle einfach angelegt werden und benötigte keine weiteren Verbindungen zum Tomographen. Der Nachweis der Atembewegung gelang, wenn eine messbare Bewegung der Bauchdecke von mehr als einigen Millimetern vorhanden war – dies war bei allen untersuchten Probanden der Fall. Prinzipiell können jedoch auch kleinere Atemexkursionen, wie sie bei beispielsweise bei kleinen Kindern zu erwarten sind, detektiert werden, wenn eine Projektionsmessung mit höherer räumlicher Genauigkeit verwendet wird. Selbst bei Atemexkursionen, die geringer sind als der Durchmesser der Markerspule, kann mit Hilfe geeigneter Nachverarbeitung der Projektionsdaten (z. B. Schwerpunktbildung) die Bewegung der Spule verfolgt werden. Bei gleichmäßiger Atmung stimmten Marker- und Gurtdaten sehr gut überein. Da die Gurtdaten direkt nach der Digitalisierung in der Zeitdomäne gefiltert werden, ist ein direkter Vergleich zwischen Gurt- und Markerdaten nur bedingt möglich. Trotz dieser Einschränkungen haben die Messungen gezeigt, dass bei optimaler Einstellung des Gurtes mit beiden Systemen vergleichbare Ergebnisse erzielt werden können. Um zu analysieren, ob sich die Markerspule als alternative Triggermöglichkeit für Messungen bei natürlicher Atmung verwenden lässt, wurden die Streuungen der Navigatorposition bei gegebener Markerspulenposition untersucht. Da die Streuungen für aufsteigende und abfallende Flanken der Atembewegung wegen des Phasenversatzes zwischen Navigator- und Markerbewegung sehr groß waren, wurden (ähnlich wie bei der am Tomographen realisierten AtemtriggerSoftware) beide Flanken getrennt analysiert. Bei den meisten Datensätzen erscheinen aufgrund der geringen Standardabweichungen der korrespondierenden Navigatorpositionen die Spulenpositionen nahe der Atemmittellage besonders geeignet, um eine atemgetriggerte Messung auszulösen – dies soll in zukünftigen Experimenten mit prospektiver Atemtriggerung weiter untersucht werden. Kleine, induktiv gekoppelten Markerspulen sind schon vielfach zur Verfolgung von interventionellen Instrumenten eingesetzt worden [9,11,17,18]. In dieser Arbeit wurde das Konzept auf die Analyse der Atembewegung mit externen Markern ausgedehnt und so modifiziert, dass es auch in dynamische Bildgebungssequenzen wie trueFISP integriert werden kann. Im Vergleich zu bestehenden Verfahren zur Messung und Darstellung der Atembewegung stellt diese Methode eine robuste und einfach anzuwendende Alternative dar, die die MR-Messung nur unwesentlich verlängert. Da hier externe Marker verwendet werden, die auch unter Strahlentherapie beobachtet werden können, ist zu erwarten, dass die gewonnenen Bewegungsanalysen aus den MR-Bil-
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dern in Zukunft direkt zur Optimierung der Bestrahlung von Tumoren in bewegten Organen verwendet werden können. Vor Bestrahlung würde dabei zuerst individuell die Korrelation zwischen der Bewegung der Markerspule und der Zielstruktur bestimmt. Während der Bestrahlung könnte dann beispielsweise mit einem optischen System aus mehreren Kameras und einem reflektierenden Marker gearbeitet werden, der an der gleichen Stelle wie die Markierungsspule positioniert wird. Über die optische Bewegungsmessung ließe sich so auf die innere Organbewegung schließen unter der Voraussetzung, dass MR-Messung und Bestrahlung unter vergleichbaren Bedingungen durchgeführt werden.
Danksagung Für wertvolle Diskussionen und Ratschläge danken wir Sven Zühlsdorff (Siemens Medical Solutions, Chicago) und Steffen Volz (Klinikum der Johann Wolfgang Goethe-Universität Frankfurt) sowie Barbara Dillenberger (DKFZ) für die Hilfe bei den Temperaturmessungen. Literatur [1] Ackerman, J. L., Offutt, M. C., Buxton, R. B., Brady, T. J.: Rapid 3D tracking of small rf coils. In: Proc. 5th Ann. Meet. of the SMRM, Montreal 1986, 1131 [2] Bock, M.: Technische Komponenten. In: Semmler, W., Reiser, M. (Hrsg.): Magnetresonanztomographie. Springer Verlag, Berlin 2002, 82–96 [3] Bock, M., Volz, S., Zühlsdorff, S., Umathum, R., Fink, C., Hallscheidt, P., Semmler, W.: MR-Guided Interventional Procedures: Real-Time Parameter Control and Automated Slice Positioning With Active Tracking Coils. J. Magn. Reson. Imag. 19 (2004) 580–589 [4] Burl, M., Coutts, G. A., Young, I. R.: Tuned fiducial markers to identify body locations with minimal pertubation of tissue magnetization. Magn. Reson. Med. 36 (1996) 491–493 [5] Deimling, M., Heid, O.: Magnetization prepared true FISP imaging. In: Proc. 2nd Meet. of the SMR, San Francisco 1994, 495 [6] Duerck, J. L., Lewin, J., Wendt, M., Petersilge, C.: Remember true FISP? A high SNR, near 1-second imaging method for T2-like contrast in interventional MRI at 2 T. J. Magn. Reson. Imag. 8 (1998) 203–208 [7] Duerk, J. L., Wong, E. Y., Lewin, J. S.: A brief review of hardware for catheter tracking in magnetic resonance imaging. MAGMA 13 (2002) 199–208
1[8] Dumoulin, C.L., Souza, S. P., Darrow, R. D.: Real-time position monitoring of invasive devices using magnetic resonance. Magn. Reson. Med. 29 (1993) 411–415 1[9] Flask, C., Elgort, D., Wong, E., Shankaranarayanan, A., Lewin, J., Wendt, M., Duerk, J. L.: A method for fast 3D tracking using tuned fiducial markers and a limited projection reconstruction FISP (LPR-FISP) sequence. J. Magn. Reson. Imag. 14 (2001) 617–627 [10] Graf, H., Martirosian, P., Schick, F., Grieser, M., Bellemann, M. E.: Inductively coupled rf coils for examinations of small animals and objects in standard whole-body MR scanners. Med. Phys. 30 (2003) 1241–1245 [11] Melzer, A., Busch, M. H., Bertsch, T., Wetzier, R., Toennissen, F.: Active MRI catheters with integrated resonating circuit and RF antenna without lead connection to the MR system. Radiology 217 (2000) 913 [12] Nitz, W.R., Oppelt, A., Renz, W., Manke, C., Lenhart, M., Link, J.: On the heating of linear conductive structures as guide wires and catheters in interventional MRI. J. Magn. Reson. Imag 13 (2001) 105–114 [13] Oppelt, A., Delakis, I.: Sicherheitsaspekte bei der interventionellen MRT. Z. Med. Phys. 12 (2002) 5–15 [14] Oshinski, J. N, Hofland, L., Mukundan, S., Dixon, W. T., Parks, W. J., Pettigrew, R. I.: Two dimensional coronary MR angiography without breath holding. Radiology 201 (1996) 737–743 [15] Schnall, M. D., Barlow, C., Subramanian, V. H., Leigh, J. S.: Wireless implanted magnetic resonance probes for in vivo NMR. J. Magn. Reson. 68 (1986) 161–167 [16] Volz, S., Zuehlsdorff, S., Thesen, S., Meyer, H., Nitz, W., Umathum, R., Semmler, W., Bock, M.: Automatic and interactive device tracking in interventional MR. European Radiology 12 (2002) F29 [17] Weiss, S., Schaeffter, T., Brinkert, F., Kühne, T., Bücker, A.: Ein Verfahren zur sicheren Visualisierung und Lokalisierung von Kathetern für MRgeführte intravaskuläre Prozeduren. Z. Med. Phys. 13 (2003) 172– 176 [18] Wong, E. Y., Zhang, Q., Duerk, J. L., Lewin, J. S., Wendt, M.: An optical system for wireless detuning of parallel resonant circuits. Magn. Reson. Med. 12 (2000) 632–638 [19] Zuehlsdorff, S., Volz, S., Semmler, W., Bock, M.: Comparison of different steady state preparation techniques in tracking sequences. European Radiology 12 (2002) F11 Korrespondenzanschrift: Dr. rer. nat. Michael Bock Deutsches Krebsforschungszentrum (dkfz) Abt. Medizinische Physik in der Radiologie (E0200) Im Neuenheimer Feld 280 D–69120 Heidelberg Tel.: (06221) 42-2528 Fax: (06221) 42-252 e-mail: [email protected]
ERRATUM Zu dem in Z. Med. Phys. 14 (2004) 260-266 erschienenen Beitrag „Experimental correction for ionic recombination in ionization chambers for pulsed radiation according to DIN 6800-2 and TRS 398“ Der zweite Absatz auf Seite 263 muss folgendermaßen lauten: Using the described experimental setup, the dose rate at measurement depth was 3 Gy/min and the conditions for pulsed radiation were met (Δt = 3 μs, Trep = 9.5 ms/14.3 ms for photons/electrons and Tmax ≈ 0.1 ms). The resulting charge density in air was 1.5 · 10–5 C/m3 for photons and 2.5 · 10–5 C/m3 for electrons, respectively. The resulting dose per pulse in air at measurephotons ment depth is then approximatively given by 0.44 mGy and 0.7 mGy for photons and electrons, respectively (sw/a = 1.09 and electrons = 1.03). sw/a C. P. Karger
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Zusammenfassung Die Atembewegung der Thoraxwand gibt indirekten Aufschluss über die Atemverschiebung der inneren Organe. Um für Anwendungen in der Strahlentherapie die Korrelation zwischen Thoraxwand- und Lungenbewegung zu analysieren, wird die Atemverschiebung der Lunge mit einer schnellen Gradientenechopulssequenz (trueFISP) mit 2–3 Bildern/s dargestellt. Zur Quantifizierung der Bewegung wird eine kleine, induktiv gekoppelte Markerspule auf der Brustwand angebracht und mit einer schnellen Projektionstechnik detektiert. Da die Markerspule in ihrem Inneren eine Sendefeldüberhöhung (Faktor 16) erzeugt, kann bei den Projektionen mit sehr kleinen nominellen Flipwinkeln von nur 2° gearbeitet werden, so dass die Bildqualität der trueFISP-Sequenz kaum beeinträchtigt wird. Probandenmessungen mit der Markerspule zeigten eine gute Übereinstimmung mit zeitgleich abgeleiteten Daten eines Atemgurts und aus den Bilddaten extrahierten Bewegungspositionen. Während der Atemgurt nur innerhalb seines dynamischen Bereiches verlässliche Daten lieferte, konnten mit der Markerspule auch extreme Atemexkursionen mit einer Genauigkeit von weniger als zwei Millimetern detektiert werden.
Schlüsselwörter: Zeitaufgelöste Magnetresonanzbildgebung, Artefakte, Atemtrakt
Einleitung Während der Atmung unterliegen Lunge und angrenzende Organe einer periodischen Bewegung im Thorax. Da die in-
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neren Organe (z. B. Leber, Niere, Milz) nur lose miteinander verbunden und teilweise auch kompressibel sind, ist das Bewegungsmuster unter der Atmung nicht exakt vorhersagbar. Für diagnostische und therapeutische Anwendungen wie die
Z. Med. Phys. 15 (2005) 38–44 http://www.elsevier.de/zmedphys
Messungen der Atembewegung mit schneller Magnetresonanztomographie und induktiv gekoppelten Markerspulen
artefaktfreie MR-Bildgebung oder konfokale Strahlentherapie von Lungenrundherden, bei denen die Dauer länger als eine zumutbare Atemanhalteperiode von typischerweise 20 Sekunden sein kann, ist es daher notwendig, diese Bewegung zu verfolgen und ggf. zu korrigieren. Etablierte Verfahren für die Bewegungsmessung basieren auf der Verfolgung von externen Markierungssystemen (Marker, Gurte) [2] oder auf der Extraktion von Bewegungsinformationen aus kontinuierlich akquirierten Bilddaten. In der MR-Tomographie werden als externe Systeme meist Atemgurte oder Druckkissen eingesetzt, die um die Brust oder den Bauch des Patienten gespannt werden und deren Dehnung oder Kompression während der Atmung gemessen wird. Da diese Informationen erst separat digitalisiert werden müssen, erfordert die Technik zusätzliche Hardware-Komponenten, die in den MR-Tomographen integriert werden. Darüber hinaus kann es bei adipösen Patienten oder extremen Atemexkursionen bei diesen Systemen zu Problemen mit der Signalaussteuerung kommen, da z. B. die Atemgurte nur für eine bestimmte maximale Ausdehnung konfiguriert sind. Für die kardiologische MR-Bildgebung wird hingegen hauptsächlich ein bilddaten-basiertes Verfahren, die Navigatormessung [14], verwendet, bei der über eine spezielle Spinecho-Technik die Bewegung des Leberpols unter der Atmung abgebildet und automatisch analysiert wird. Neben dem erhöhten Zeitaufwand während der Messung hat die Navigatortechnik den Nachteil, dass es in der Lunge zu unerwünschten Signalsättigungen kommt, die u. U. diagnostisch relevante Informationen überdecken können. In dieser Arbeit wurde ein alternativer Ansatz zur Messung der Atembewegung implementiert, der mit Hilfe einer schnellen MR-Projektionsmessung die Position eines externen Markers bestimmt. Die Positionsbestimmung beansprucht nur wenige Millisekunden pro Bild und erfolgt zwischen der Aufnahme aufeinanderfolgender MR-Bilder. Der Marker, eine induktiv gekoppelte kleine Empfangsspule, wird äußerlich an der Bauchwand positioniert und mit Hilfe einer nichtselektiven Hochfrequenzanregung mit extrem kleinen Flipwinkeln nachgewiesen. Neben Temperaturmessungen zur Evaluation der Sicherheit der Markerspulen wurde in einer Probandenstudie untersucht, ob die Bewegungsmessungen mit der Markerspule mit Daten eines Atemgurtes sowie Bewegungsmessungen durch Bildanalysen übereinstimmen.
Induktiv gekoppelte Markerspule Als lokaler Marker wurde eine Solenoidspule (Länge: 2 cm, Ø: 5 mm, Windungszahl: 21) mit Hilfe eines nichtmagnetischen Kondensators auf die Resonanzfrequenz des Tomographen von 63,63 MHz abgestimmt [4,15]. Die Spule wurde mit einer Signalquelle versehen, die aus einem Flüssigkeitsreservoir (destilliertes Wasser/Kontrastmittel Gd-DTPA : 100/1) bestand (Abb. 1). Wie bei einem solchen resonanten, induktiv gekoppelten Resonator zu erwarten ist, wird ein extern eingestrahltes Hochfrequenzfeld im Inneren der Markerspule überhöht [10]. Für die hier verwendete Konfiguration wurde eine Überhöhung um den Faktor 16 beobachtet, d. h. nach Kalibrierung der Ganzkörpersendespule mit einem Lastphantom (transmitter adjustment) wurde das Signalmaximum in der Markerspule bei einem nominellen Flipwinkel von ca. 6° beobachtet (Abb. 2).
Abbildung 1 Resonant abgestimmte Markerspule mit Flüssigkeitsreservoir als Signalquelle.
Material und Methoden Die Messungen zur Thoraxwandbewegung wurden an einem klinischen 1,5-Tesla-Ganzkörpertomographen (Magnetom Symphony, Siemens, Erlangen) durchgeführt, der mit einem Gradientensystem mit Gmax = 30 mT/m ausgestattet ist (Quantum-Gradienten). Für die MR-Bildgebung des Thorax wurden entweder die integrierte Wirbelsäulenspule (spine array) in Kombination mit einer Torso-Spule (body phased array) oder eine dedizierte 12-Kanal-Thoraxspule eingesetzt.
Abbildung 2 Gemessene Flipwinkelüberhöhung innerhalb der Markerspule im Vergleich zu einem Phantom außerhalb. Bei einem nominellen Anregungswinkel von 6° beobachtet man in der Markerspule ein Signalmaximum (effektiver Anregungswinkel: 90°), was eine Flipwinkelüberhöhung um den Faktor 16 bedeutet.
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Abbildung 3 Zwei Atemlagen aus einer trueFISP-Serie (links, rechts). Hell überlagert sind die Positionen der detektierten Navigatorposition zu sehen. Mitte: Alle Navigatorpositionen aus der entsprechenden Serie aneinander gereiht, zur Kontrolle als helle Punkte dargestellt. Temperaturmessung Mit Hilfe einer faseroptischen Temperaturmessung wurde evaluiert, ob es durch das Einbringen der resonanten Markerspule in das Hochfrequenzfeld des MR-Tomographen zu einer Gefährdung des Patienten durch Erwärmungen kommen kann [12,13]. Dazu wurden drei temperatursensitive Messfasern eines Thermometers (Luxtron Modell 755, Polytec, Waldbronn) innerhalb der Markerspule, an ihrem Rand sowie an der dem Patienten zugewandten Unterseite angebracht. Mit zwei verschiedenen MR-Pulssequenzen (trueFISP und HASTE), die eine hohe Hochfrequenzleistung abgeben, wurden über einen Zeitraum von 5 min kontinuierlich Bilddaten akquiriert und dabei alle 30 s die Temperatur gemessen (Abb. 3).
Abbildung 4 Schema der trueFISP-Sequenz (rechts) mit vorgeschalteter Projektionsmessung (links), die die Positionsbestimmung der Markerspule mit alternierenden Gradientenvorzeichen in Ausleserichtung vornimmt. Zur Laufzeit der Sequenz kann die Achse der Positionsbestimmung auf Phasenkodier- oder Schichtselektionsrichtung umgeschaltet werden. Senkrecht zur Ausleserichtung der Trackingdaten sind jeweils die Dephasiergradienten (schwarz) angelegt. Vor und nach jedem Tracking erfolgt dann die Bildgebung mittels einer trueFISP-Sequenz.
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Dabei wurden die für die Leistungsüberwachung (specific absorption rate, SAR) relevanten Messparameter der trueFISP-Sequenz wie Anregungswinkel und Repetitionszeit genau wie bei den späteren Probandenmessungen eingestellt. Pulssequenz zur Analyse der Atembewegung In eine schnelle trueFISP-Sequenz [5,6] wurde eine Projektionsmessung integriert, die zwischen der Aufnahme zweier aufeinanderfolgender Bilder die Position der Spule längs einer vorgegebenen Raumrichtung (Abb. 4) bestimmt [3,16]. Um mit der schnellen Bildgebung die Lungenbewegung direkt darstellen zu können, wurden folgende Messparameter verwendet: TR = 3,8 ms, TE = 1,8 ms, Auslesebandbreite =
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890 Hz/Pixel, Matrix = (154–192) × 256, Field of View = (263–350) × 350 mm2, Partial Fourier: 5/8, Messzeit/Bild = (0,30–0,46) s. Damit die Bewegungsmessung der Markerspule mit einem etablierten Messverfahren verglichen werden kann, wurden gleichzeitig die Daten eines angelegten Atemgurtes protokolliert und mit den Bildern abgespeichert. Um die Markerspule im MR-Tomographen zu lokalisieren, wurde eine Gradientenechoprojektionsmessung mit nichtselektiver Hochfrequenz-Anregung verwendet [1,8]. Die Projektionsmessung verwendet zusätzliche Hochfrequenzpulse, um den Gleichgewichtszustand der trueFISP-Sequenz zu speichern und nach der Projektionsmessung wiederherzustellen [19]. Im Gegensatz zu einer konventionellen MR-Bildgebungssequenz verzichtet die Projektionsmessung auf die räumliche Kodierung von zwei der drei Raumachsen und kommt somit mit einer Messzeit von 6 Millisekunden aus. Um die Markerspule in der Projektionsmessung gegen den Signalhintergrund des umliegenden Gewebes abgrenzen zu können, wurde ein Anregungsflipwinkel von 2° verwendet (entsprechend einem Flipwinkel 30° im Inneren der Spule). Da auch bei einem sehr kleinen Flipwinkel das Signal des umliegenden Gewebes noch sichtbar ist, wurde zusätzlich in Projektionsrichtung ein trapezförmiger Dephasiergradient (z-dephaser) eingesetzt [7], der bei vorgegebener Gradientenstärke Gdephaser und effektiver Dauer (Anstieg + Plateau) Tdephaser Signale homogener Strukturen der Ausdehnung L unterdrückt: L=
2π γ ⋅ G dephaser ⋅ T dephaser
wobei
(1)
∫ G(t)dt = G dephaser ⋅ T dephaser Hierbei ist γ das gyromagnetische Verhältnis, das für Protonen 2π × 42,577 MHz/Tesla beträgt. Um das Signal der Markerspule mit einer Ausdehnung in Projektionsrichtung von 2 mm nicht abzuschwächen, wurden folgende Parameter gewählt: Gdephaser = 2 mT/m, Tdephaser = 0,2 ms, L = 5,9 cm. Nach der Fouriertransformation des Projektionssignals konnte der Ort der Markerspule, der durch einen scharfen Peak gekennzeichnet war, automatisch mit Hilfe einer Maximumsuche bestimmt werden. Um die Markierungsspule mit einem hohen Signal-zuRausch-Verhältnis detektieren zu können, wurde sie immer in der Nähe einer der verwendeten Empfangsspulen positioniert. Außerdem wurde darauf geachtet, dass die Spule maximal 15 cm vom Isozentrum des Tomographen entfernt war, da bis zu diesem Abstand die Linearität der Gradienten eine Genauigkeit der Ortsbestimmung von ca. 1 Millimeter erlaubt. Probandenmessungen An sieben gesunden Probanden (1 weiblich, 6 männlich, Alter: 20–38 Jahre) wurden Messungen zur Analyse der Atembewegung vorgenommen. Die Probanden wurden ausführlich
aufgeklärt und haben schriftlich ihr Einverständnis zu dieser Untersuchung erteilt. Die Probanden wurden in Rückenlage auf der Patientenliege des Tomographen platziert, nachdem ihnen ein Atemgurt angelegt worden war. Die Markerspule wurde dann auf dem Bauch der Probanden fixiert. Nach der Akquisition von Übersichtsaufnahmen wurden Datensätze mit der trueFISP-Sequenz entweder in koronarer oder sagittaler Schnittführung so aufgenommen, dass der Übergang zwischen Lunge und Leber (Leberpol) in den Bildern zu erkennen war. Die Kodierung der Markerposition wurde in anterior-posterior Richtung eingestellt. Bildnachverarbeitung Die Bewegung des Leberpols wurde mit Hilfe eines speziellen Nachverarbeitungsprogramms (IDL, Creaso, München) aus den trueFISP-Bildserien extrahiert. Dazu wurde in einem Bild der Zeitserie der Leberpol identifiziert und mit Hilfe eines Schwellwertverfahrens seine Bewegung als Funktion der Zeit aufgetragen. In Abbildung 3 sind zwei trueFISP-Bilder zu verschiedenen Atemlagen zusammen mit der Zeitserie der Leberpolbewegung zu sehen, bei der einzelne Navigatorstreifen (d. h. vertikale Bildlinien) aneinander gereiht wurden. Die aus den Bildern gewonnen Bewegungsdaten wurden mit den Positionsmessungen der Markerspule und den Atemgurtdaten verglichen. Um die verschiedenen Daten gegeneinander auftragen zu können, wurde jeweils der Mittelwert der Zeitserie von den Daten subtrahiert. Die auf 12 Bit (0–4095) digitalisierten Gurtdaten wurden so skaliert, dass sie zusammen mit den anderen Messungen dargestellt werden konnten. Um den Grad der Übereinstimmung der verschiedenen Messmethoden zu quantifizieren, wurde für alle 13 vorhandene Datensätze der Kreuzkorrelationskoeffizient berechnet (Marker/Gurt, Gurt/Navigator, Navigator/Marker). Des Weiteren wurde analysiert, wie bei vorgegebener Position der Markerspule die dazugehörenden Navigatorpositionen streuen. Dazu wurde für alle gemessenen Positionen des Markers ein Akzeptanzfenster der Breite von 2 mm definiert. Getrennt für ansteigende und abfallende Flanken der Bewegung wurde bestimmt, zu welchen Zeitpunkten die Markerpositionen innerhalb des Fensters liegen. Für diese Zeitpunkte wurden die korrespondierenden Navigatorpositionen ausgelesen und über alle gefundenen Positionen die Standardabweichung berechnet.
Ergebnisse Innerhalb der Spule kam es während der Messzeit bei beiden verwendeten Sequenzen zu deutlichen Erwärmungen (Abb. 5) des Flüssigkeitsreservoirs um 4 K bei der trueFISP und um 8 K bei der HASTE-Sequenz. Nach 440 s wurde die HASTEMessung von der Leistungsüberwachung des Tomographen (SAR-Monitor) unterbrochen, weil die maximal erlaubten SAR-Grenzen erreicht waren. Unterhalb des Markers, wo die
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Abbildung 5 Zeitverlauf der Temperatur an und innerhalb der Markerspule bei kontinuierlicher MR-Bildgebung. Die Messung mit einer schnellen Spinecho-Sequenz (HASTE) wurde nach 440 s von der Leistungsüberwachung des MR-Tomographen abgebrochen, während die trueFISP-Messung über 10 min kontinuierlich durchgeführt werden konnte. Die geringste Erwärmung wurde bei beiden Sequenzen unterhalb der Halterung der Markierungsspule gemessen. Kunststoffhalterung den Körper des Patienten berührt, wurden nur moderate Erwärmungen von etwa 0,5 °C mit trueFISP und 2,5 °C mit HASTE gemessen. In Abbildung 6 ist exemplarisch der Zeitverlauf von Markerposition, Atemgurtexkursion und Navigatorposition über eine Messdauer von 45 s aufgetragen. In diesem Datensatz war der Atemgurt optimal ausgesteuert, und der dynamische Bereich war ausreichend, um die Atembewegung auch in maximaler Exspiration und Inspiration darzustellen. Bei 3 Probanden gelang eine solche Darstellung erst nach einer Neupositionierung des Gurtes. Das Amplitudenverhältnis
Abbildung 6 Gleichzeitige Auftragung der aus den MR-Bildern extrahierten Navigatorposition, der Atemgurtausdehnung sowie der Position der Markerspule als Funktion der Zeit.
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Abbildung 7 Auftragung der Navigatorposition als Funktion der Markerposition (rot) und Atemgurtausdehnung (grün). Die unterschiedlichen Kurvenverläufe für Expiration und Inspiration (Hysterese) sind eine Folge des Zeitversatzes zwischen der Akquisition der unterschiedlichen Daten. von Navigator und Markerspule hängt primär von der individuellen Atmung (Bauchatmung, Brustatmung oder Mischung) sowie von der Spulenposition ab und variierte bei den Probanden zwischen 0,8 und 2. Sowohl die Gurtdaten als auch die Spulendaten zeigten eine gute Korrelation mit der Navigatorbewegung. Die aus 13 Datensätzen gemittelten Kreuzkorrelationskoeffizienten betrugen: Marker/Navigator: 0,88 ± 0,04, Gurt/Navigator: 0,88 ± 0,06, sowie Marker/Gurt: 0,86 ± 0,08. In der direkten Auftragung der Navigatorposition gegen die Gurt- und Markerdaten ist zu beobachten, dass während Exspiration und Inspiration zwei verschiedenen Kurven eingenommen werden (Abb. 7). Diese Hysterese lässt sich erklären, wenn man berücksichtigt, dass zwischen der Akquisition der verschiedenen Daten ein Zeitunterschied von bis zu einer halben Bildaufnahmezeit liegt (0,15–0,23 s). In Abbildung 8 ist für eine vorgegebene Markerspulenposition die jeweils zugehörige Navigatorposition markiert. Nur zu Markerpositionen innerhalb eines Fensters mit 2 mm Breite und entweder ansteigender oder abfallender Flanke wurden die entsprechenden Navigatorpositionen markiert. Zu allen vorkommenden Markerpositionen wurden die Streuungen der zugehörigen Navigatorpositionen errechnet. Im Mittel findet man in diesem Beispiel zu vorgegebener Markerspulenposition mit einer Repositioniergenauigkeit von besser als 1,8 mm die dazugehörige Navigatorposition. Bei den meisten Datensätzen lieferten die Spulenpositionen nahe der Atemmittellage Standardabweichungen der Navigatorpositionen von 1,0–1,3 mm. Bei einem vorgegebenen Akzeptanzfenster von 2 mm Breite konnten zwischen 50 % und 70 % der Daten verwendet werden, d. h. alle anderen Markerpositionen lagen außerhalb des Akzeptanzfensters.
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Abbildung 8 Analyse der Repositioniergenauigkeit der Markerspule im Vergleich zum Leberpol-Navigator anhand eines typischen Datensatzes. Oben: Zu gegebenen Markerspulenpositionen (blaue Kreuze) werden die zeitgleich bestimmten Navigatorpositionen (rote Kreuze) ausgelesen. Unten: Für alle beobachteten Markerpositionen (Offset) wird die Standardabweichung der dazugehörigen Navigatorpositionen aufgetragen.
Diskussion In dieser Arbeit wird ein Verfahren vorgestellt, mit dessen Hilfe ohne zusätzliche Hardware-Komponenten die Atembewegung gemessen werden kann. In einer Pilotstudie an 7 Probanden konnte das Verfahren erfolgreich eingesetzt und mit bestehenden Atemmessungen verglichen werden. Die faseroptischen Temperaturmessungen haben gezeigt, dass sich die induktiv gekoppelten Spulen während kontinuierlicher MR-Bildgebung nennenswert erwärmen. Allerdings kann durch eine geeignete Isolation der Spule die Gefahr einer Verbrennung des Patienten gering gehalten werden. Da die Spule mit einem Flüssigkeitsreservoir ausgestattet ist, das austrocknen kann, muss in regelmäßigen Abständen der Inhalt des Reservoirs aufgefüllt werden.
Im Vergleich zum Standardverfahren zur Messung der Atembeweglichkeit, dem Atemgurt, hat das hier vorgestellte Verfahren auch bei extremen Atemexkursionen immer verlässliche Daten geliefert. Da der hier verwendete Atemgurt nur einen eingeschränkten dynamischen Bereich aufweist, musste er beim Anlegen einjustiert und bei fehlender Aussteuerung nachjustiert werden. Die Markerspule konnte hingegen ohne weitere Kontrolle einfach angelegt werden und benötigte keine weiteren Verbindungen zum Tomographen. Der Nachweis der Atembewegung gelang, wenn eine messbare Bewegung der Bauchdecke von mehr als einigen Millimetern vorhanden war – dies war bei allen untersuchten Probanden der Fall. Prinzipiell können jedoch auch kleinere Atemexkursionen, wie sie bei beispielsweise bei kleinen Kindern zu erwarten sind, detektiert werden, wenn eine Projektionsmessung mit höherer räumlicher Genauigkeit verwendet wird. Selbst bei Atemexkursionen, die geringer sind als der Durchmesser der Markerspule, kann mit Hilfe geeigneter Nachverarbeitung der Projektionsdaten (z. B. Schwerpunktbildung) die Bewegung der Spule verfolgt werden. Bei gleichmäßiger Atmung stimmten Marker- und Gurtdaten sehr gut überein. Da die Gurtdaten direkt nach der Digitalisierung in der Zeitdomäne gefiltert werden, ist ein direkter Vergleich zwischen Gurt- und Markerdaten nur bedingt möglich. Trotz dieser Einschränkungen haben die Messungen gezeigt, dass bei optimaler Einstellung des Gurtes mit beiden Systemen vergleichbare Ergebnisse erzielt werden können. Um zu analysieren, ob sich die Markerspule als alternative Triggermöglichkeit für Messungen bei natürlicher Atmung verwenden lässt, wurden die Streuungen der Navigatorposition bei gegebener Markerspulenposition untersucht. Da die Streuungen für aufsteigende und abfallende Flanken der Atembewegung wegen des Phasenversatzes zwischen Navigator- und Markerbewegung sehr groß waren, wurden (ähnlich wie bei der am Tomographen realisierten AtemtriggerSoftware) beide Flanken getrennt analysiert. Bei den meisten Datensätzen erscheinen aufgrund der geringen Standardabweichungen der korrespondierenden Navigatorpositionen die Spulenpositionen nahe der Atemmittellage besonders geeignet, um eine atemgetriggerte Messung auszulösen – dies soll in zukünftigen Experimenten mit prospektiver Atemtriggerung weiter untersucht werden. Kleine, induktiv gekoppelten Markerspulen sind schon vielfach zur Verfolgung von interventionellen Instrumenten eingesetzt worden [9,11,17,18]. In dieser Arbeit wurde das Konzept auf die Analyse der Atembewegung mit externen Markern ausgedehnt und so modifiziert, dass es auch in dynamische Bildgebungssequenzen wie trueFISP integriert werden kann. Im Vergleich zu bestehenden Verfahren zur Messung und Darstellung der Atembewegung stellt diese Methode eine robuste und einfach anzuwendende Alternative dar, die die MR-Messung nur unwesentlich verlängert. Da hier externe Marker verwendet werden, die auch unter Strahlentherapie beobachtet werden können, ist zu erwarten, dass die gewonnenen Bewegungsanalysen aus den MR-Bil-
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dern in Zukunft direkt zur Optimierung der Bestrahlung von Tumoren in bewegten Organen verwendet werden können. Vor Bestrahlung würde dabei zuerst individuell die Korrelation zwischen der Bewegung der Markerspule und der Zielstruktur bestimmt. Während der Bestrahlung könnte dann beispielsweise mit einem optischen System aus mehreren Kameras und einem reflektierenden Marker gearbeitet werden, der an der gleichen Stelle wie die Markierungsspule positioniert wird. Über die optische Bewegungsmessung ließe sich so auf die innere Organbewegung schließen unter der Voraussetzung, dass MR-Messung und Bestrahlung unter vergleichbaren Bedingungen durchgeführt werden.
Danksagung Für wertvolle Diskussionen und Ratschläge danken wir Sven Zühlsdorff (Siemens Medical Solutions, Chicago) und Steffen Volz (Klinikum der Johann Wolfgang Goethe-Universität Frankfurt) sowie Barbara Dillenberger (DKFZ) für die Hilfe bei den Temperaturmessungen. Literatur [1] Ackerman, J. L., Offutt, M. C., Buxton, R. B., Brady, T. J.: Rapid 3D tracking of small rf coils. In: Proc. 5th Ann. Meet. of the SMRM, Montreal 1986, 1131 [2] Bock, M.: Technische Komponenten. In: Semmler, W., Reiser, M. (Hrsg.): Magnetresonanztomographie. Springer Verlag, Berlin 2002, 82–96 [3] Bock, M., Volz, S., Zühlsdorff, S., Umathum, R., Fink, C., Hallscheidt, P., Semmler, W.: MR-Guided Interventional Procedures: Real-Time Parameter Control and Automated Slice Positioning With Active Tracking Coils. J. Magn. Reson. Imag. 19 (2004) 580–589 [4] Burl, M., Coutts, G. A., Young, I. R.: Tuned fiducial markers to identify body locations with minimal pertubation of tissue magnetization. Magn. Reson. Med. 36 (1996) 491–493 [5] Deimling, M., Heid, O.: Magnetization prepared true FISP imaging. In: Proc. 2nd Meet. of the SMR, San Francisco 1994, 495 [6] Duerck, J. L., Lewin, J., Wendt, M., Petersilge, C.: Remember true FISP? A high SNR, near 1-second imaging method for T2-like contrast in interventional MRI at 2 T. J. Magn. Reson. Imag. 8 (1998) 203–208 [7] Duerk, J. L., Wong, E. Y., Lewin, J. S.: A brief review of hardware for catheter tracking in magnetic resonance imaging. MAGMA 13 (2002) 199–208
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ERRATUM Zu dem in Z. Med. Phys. 14 (2004) 260-266 erschienenen Beitrag „Experimental correction for ionic recombination in ionization chambers for pulsed radiation according to DIN 6800-2 and TRS 398“ Der zweite Absatz auf Seite 263 muss folgendermaßen lauten: Using the described experimental setup, the dose rate at measurement depth was 3 Gy/min and the conditions for pulsed radiation were met (Δt = 3 μs, Trep = 9.5 ms/14.3 ms for photons/electrons and Tmax ≈ 0.1 ms). The resulting charge density in air was 1.5 · 10–5 C/m3 for photons and 2.5 · 10–5 C/m3 for electrons, respectively. The resulting dose per pulse in air at measurephotons ment depth is then approximatively given by 0.44 mGy and 0.7 mGy for photons and electrons, respectively (sw/a = 1.09 and electrons = 1.03). sw/a C. P. Karger
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