DE102008022325A1 - Verfahren zum Messen des Liquorgehalts in der Hirnstubstanz eines Lebewesens - Google Patents

Abstract

Bei einem Verfahren zum Messen des Liquorgehalts in der Hirnsubstanz eines Lebewesens wird mittels Kernspintomographie unter Zuhilfenahme einer vorbestimmten Folge von Hochfrequenzimpulsen und Gradienten in nach Koordinaten eines kartesischen Koordinatensystems definierten Volumenelementen der Hirnsubstanz eine für den realen Volumenanteil des Liquors charakteristische Signalfunktion gemessen und daraus der Volumenanteil bestimmt. Dazu dienen die Schritte: a) Vornehmen einer Scheibenselektion in der Hirnsubstanz senkrecht zu einer z-Achse mittels eines Hochfrequenzimpulses vorbestimmter Impulsform; b) zugleich Schalten eines ersten G2-Gradienten vorbestimmter Amplitude und vorbestimmten Vorzeichens; c) sogleich nach Schritt b) Schalten eines zweiten G2-Gradienten gleicher Amplitude, umgekehrten Vorzeichens und verkürzter Länge; d) nach Abalten eines ersten Gx-Gradienten (18) und einer vorbestimmten Anzahl zweiter Gx-Gradienten von untereinander gleicher Amplitude und abwechselndem Vorzeichen; e) intervallweises Aufnehmen der angeregten Kernresonanzsignale jeweils während der Zeitdauer des zweiten Gx-Gradienten; f) zwischen den Intervallen der Aufnahme der Kernresonanzsignale gemäß Schritt e) Schalten von ersten Gy-Gradienten; g) vor Schritt e) Schalten eines zweiten Gy-Gradienten, dessen Vorzeichen entgegengesetzt zu dem der ersten Gy-Gradienten ist und dessen Impulsfläche gleich der Summe der ...

Description

• Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum Messen des Liquorgehalts in der Hirnsubstanz eines Lebewesens, bei dem mittels Kernspintomographie unter Zuhilfenahme einer vorbestimmten Folge von Hochfrequenzfeld-Impulsen und Magnetfeldgradienten-Impulsen in nach Koordinaten eines kartesischen Koordinatensystems definierten Volumenelementen der Hirnsubstanz eine für den realen Volumenanteil des Liquors charakteristische Signalfunktion gemessen und daraus der Volumenanteil bestimmt wird.
• Ein Verfahren der vorstehend genannten Art ist aus dem Aufsatz von He, Xiang et al. „Quantitative GOLD: Mapping of Human Cerebral Deoxygenated Blood Volume and Oxygen Extraction Fraction: Default State" in Magnetic Resonance in Medicine, 57, S. 115–126 (2007) bekannt.
• Bei einem Hydrocephalus sind die Liquorräume des Gehirns erweitert, weil die Liquorproduktion vermehrt oder die Liquorresorption vermindert oder die Liquorpassage gestört ist. Bei all diesen Erscheinungsformen ist die Diffusion der cerebrospinalen Flüssigkeit in die periventrikuläre weiße Substanz (WM White Matter) eines der pathophysiologischen Merkmale.
• In diesem Zusammenhang ist es bekannt, quantitative Messungen von cerebrospinaler Flüssigkeit mit Hilfe von kernmagnetischer Resonanz-Spektroskopie (MRS Magnetic Resonance Spectroscopy) durchzuführen. In dem Aufsatz von Ernst, T. et al. „Absolute Quantitation of Water and Metabolites in the Human Brain. I. Compartments and Water" in Journal of Magnetic Resonance B, 102, S. 1–8 (1993) wird über volumenselektive, quantitative Messungen dieser Art berichtet.
• Bei derartigen MRS-Messungen führt ein erhöhter Volumenanteil von cerebrospinaler Flüssigkeit in der periventrikulären weißen Substanz zu typischen periventrikulären Signalüberhöhungen in T₂-gewichteten Bildaufnahmen. Allerdings können auch andere Veränderungen der weißen Substanz, beispielsweise eine Degeneration oder eine Ischämie, zu solchen Signalüberhöhungen führen und damit die Aussagekraft der Messung beeinträchtigen.
• In dem eingangs erwähnten Aufsatz von He et al. wird die Möglichkeit von quantitativen, vom Ausmaß der Blutoxygenation abhängigen Messungen erläutert. Hierzu wird ein Signalmodell verwendet, um quantitativ hämodynamische Parameter zu bewerten, beispielsweise den Anteil der Sauerstoffextraktion, das Blutvolumen und die Konzentration von Deoxyhämoglobin. Die Messung bezieht sich dabei auf das Gehirn als Ganzes. Für die in dem Aufsatz beschriebenen Messungen wird eine so genannte GESSE-Impulsfolge mit einer 90°–180°-Anregung verwendet, wie sie in der auf den Co-Autor des Aufsatzes zurückgehenden US 6,603,989 B1 beschrieben ist. Diese Impulsfolge wird wiederholt eingesetzt, wobei ein phasencodierter Magnetfeldgradient variiert wird. Aus den erhaltenen Signalen, die jeweils bei gleicher Echozeit aufgenommen werden, kann ein Schichtbild berechnet werden. Die GESSE-Impulsfolge bietet zwar eine hohe räumliche Auflösung, jedoch nur eine relativ geringe Empfindlichkeit. Ferner benötigt die für die Bilderzeugung notwendige Folge von Impulsfolgen eine lange Aufnahmezeit von 20 s oder mehr.
• Der Erfindung liegt demgegenüber die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art anzugeben, mit dem es möglich ist, quantitative Messungen von Volumenanteilen an interstitieller Flüssigkeit (ISF Interstitial Fluid) und cerebrospinaler Flüssigkeit (CSF Cerebrospinal Fluid) im gesamten Gehirn gleichzeitig durchzuführen. Ferner soll die Messzeit verringert werden. Dabei sollen die Einflüsse der weißen Substanz, der grauen Substanz (GM Gray Matter) und der interstitiellen Flüssigkeit/cerebrospinalen Flüssigkeit berücksichtigt werden.
• Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch das eingangs genannte Verfahren mit den folgenden Schritten gelöst:
• a) Vornehmen einer Scheibenselektion in der Hirnsubstanz senkrecht zu einer z-Achse mittels eines Hochfrequenzfeld-Impulses vorbestimmter Impulsform;
• b) zugleich Schalten eines ersten G_z-Magnetfeldgradienten-Impulses vorbestimmter Amplitude und vorbestimmten Vorzeichens;
• c) sogleich nach Schritt b) Schalten eines zweiten G_z-Magnetfeldgradienten-Impulses gleicher Amplitude, umgekehrten Vorzeichens und verkürzter Länge;
• d) nach Ablauf einer vorbestimmten Pause nach Schritt c) Schalten eines ersten G_x-Magnetfeldgradienten-Impulses und einer vorbestimmten Anzahl zweiter G_x-Magnetfeldgradienten-Impulse von untereinander gleicher Amplitude und abwechselndem Vorzeichen;
• e) intervallweises Aufnehmen der angeregten Kernresonanzsignale jeweils während der Zeitdauer der zweiten G_x-Magnetfeldgradienten-Impulse;
• f) zwischen den Intervallen der Aufnahme der Kernresonanzsignale gemäß Schritt e) Schalten von ersten G_y-Magnetfeldgradienten-Impulsen;
• g) vor Schritt e) Schalten eines zweiten G_y-Magnetfeldgradienten-Impulses, dessen Vorzeichen entgegengesetzt zu dem der ersten G_y-Magnetfeldgradienten-Impulse ist und dessen Impulsfläche gleich der Summe der Impulsflächen der ersten G_y-Magnetfeldgradienten-Impulse ist, die bis zur Hälfte der Aufnahmeintervalle gemäß Schritt e) geschaltet werden;
• h) Erzeugen eines Bildes der selektierten Scheibe mit Bildpunkten, wobei jeder Bildpunkt einem vorbestimmten Volumenelement in der selektierten Scheibe entspricht und jedem Bildpunkt ein aus der Aufnahme gemäß Schritt e) abgeleiteter Signalwert zugeordnet ist;
• i) mehrfaches Wiederholen der Schritte a) bis h), wobei für jede Wiederholung in Schritt a) eine andere, parallele Scheibe selektiert wird;
• j) mehrfaches Wiederholen der Schritte a) bis i), wobei für jede Wiederholung in Schritt d) die Pause variiert und das Zeitintervall zwischen dem Zeitpunkt des Maximums des Hochfrequenzfeld-Impulses und der Hälfte der Aufnahmeintervalle gemäß Schritt e) bestimmt wird; und
• k) Bereitstellen der Signalfunktion aus den in Schritt h) ermittelten Signalwerten und den in Schritt i) ermittelten Zeitintervallen.
• Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird auf diese Weise vollkommen gelöst.
• Bei der Erfindung wird eine Echo-Planar-Imaging(EPI)-Impulsfolge eingesetzt, die es durch die Aufnahme von vielfachen Signalen nach nur einer HF-Anregung ermöglicht, die zur Bildberechnung notwendigen Daten einer Schicht innerhalb von 50 ms bei minimaler Echozeit aufzunehmen. Die EPI-Impulsfolge hat zwar eine etwas schlechtere räumliche Auflösung als die im Stand der Technik verwendete GESSE-Impulsfolge. Für Voxel von 2·2·2 mm³, wie sie für die hier interessierenden Messungen ausreichen, genügt die räumliche Auflösung jedoch. Andererseits hat die EPI-Impulsfolge den bereits erwähnten Vorteil einer wesentlich kürzeren Messzeit, so dass dadurch erst die Aufnahme einer hohen Anzahl von Datensätzen mit unterschiedlichen Echozeiten in einer für Patienten erträglichen Messzeit realisiert werden kann.
• Durch die Anregung vieler paralleler Schichten, beispielsweise von 30 oder 64 Schichten, wird es möglich, Daten aus dem gesamten Gehirn in Form eines Volumendatensatzes innerhalb von 3 s zu akquirieren.
• Erfindungsgemäß wird diese Messung eines Volumendatensatzes mehrfach wiederholt, wobei bei jeder Wiederholungsmessung eine andere Echozeit TE verwendet wird. Auf diese Weise erhält man für jeden Bildpunkt, d. h. für jedes interessierende Volumenelement (Voxel) in dem Gehirn, eine Signalfunktion, die die Abhängigkeit des Kernresonanzsignals S in diesem Volumenelement von der Echozeit TE wiedergibt.
• Nach der Datenaufnahme einer großen Zahl von Messungen mit unterschiedlichen Echozeiten werden – vorzugsweise nach einer Korrektur möglicher Kopfbewegungen während der Aufnahme der Folgen von Volumenmessungen – die Signale in jedem Bildpunkt in Abhängigkeit von der Echozeit analysiert.
• Das erfindungsgemäße Verfahren gestattet es, die pathophysiologischen Merkmale des Hydrozephalus auf nicht-invasive Weise zu quantifizieren. Ferner können frühzeitige Erscheinungsformen von Normaldruck-Hydrozephalus (NPH Normal Pressure Hydrocephalus) erkannt werden, bei denen noch kein spezielles Auftreten von cerebrospinaler Flüssigkeit zu verzeichnen ist.
• Bei einer Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens werden die Schritte i) und j) vertauscht, und in Schritt j) die Schritte a) bis h) und in Schritt i) die Schritte a) bis i) wiederholt.
• Diese Maßnahme hat den Vorteil, dass je nach Einzelfall die nach TE parametrierten Messungen gleich nach Messung einer Schicht für diese Schicht oder erst nach Messung des gesamten Volumens für dieses Volumen durchgeführt werden können.
• Bevorzugt ist weiter, wenn die Amplitude des Hochfrequenzfeld-Impulses derart eingestellt wird, dass der Kernresonanz-Anregungswinkel in der selektierten Scheibe zwischen 10° und 90° liegt.
• Weiterhin ist vorteilhaft, wenn die G_x-Magnetfeldgradienten-Impulse einen im Wesentlichen trapezförmigen Verlauf mit einem Plateau haben und wenn in Schritt e) die Kernresonanzsignale während der Zeitdauer des Plateaus oder auch zusätzlich während der Zeitdauer der Anstiegs- und der Abfallzeiten des trapezförmigen Verlaufs aufgenommen werden.
• Die letztgenannte Maßnahme hat den Vorteil, dass die Datenaufnahmezeit verkürzt wird.
• Bei einer bevorzugten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens wird zunächst der zeitliche Verlauf des Signal S(TE) nach der Beziehung: S(TE) = S0·{(1 – λc)·si(TE) + λc·se(TE)} (1)approximiert, mit

TE

= Echozeit ab der Mitte des Hochfrequenzfeld-Impulses (B₁(t))

S₀

= Anfangssignal des freien Induktionsabfalls bei TE = 0

λ_c

= Signalanteil des Liquors (ISF/CSF)

s_i(TE)

= intrazelluläre Signalkomponente = S₀·exp(–TE/T₂*_i)

s_e(TE)

= extrazelluläre Signalkomponente = exp(–TE/T₂*_e – 2π·i·Δf·TE – i_φ),

wobei

T₂*_k

= effektive transversale Relaxationszeit im Hirngewebe (k = i), und im Extrazellulärraum (k = c),

Δf

= Frequenzverschiebung oder chemische Verschiebung des NMR-Liquorsignals relativ zum NMR-Gewebesignal, und

φ

= Phasenverschiebung des NMR-Liquorsignals relativ zum NMR-Gewebesignal ist,

indem die Parameter S₀, Δf und φ so lange variiert werden, bis sich eine beste Anpassung (Least Square Fit) an den gemessenen zeitlichen Verlauf des Signals S(TE) ergibt und daraus der Wert λ_c bestimmt wird, und dass dann der reale Volumenanteil λ₀ aus dem theoretischen Volumenanteil λ_c nach der Beziehung: λ0 = (ni·mi·λc)/(nc·mc)(1 – λc) + ni·mi·λc)bestimmt wird, mit

n_i

= relative Spindichte von Hirngewebe

m_i

= relative Magnetisierung von Hirngewebe zum Zeitpunkt der Anregung

n_c

= relative Spindichte von Liquor (ISF/CSF)

m_c

= relative Magnetisierung von Liquor (ISF/CSF) zum Zeitpunkt der Anregung.

• Diese Maßnahme hat den Vorteil, dass der gesuchte Volumenanteil des Liquors mit verhältnismäßig einfachen Mitteln und hoher Zuverlässigkeit bestimmbar ist.
• Bei einer Weiterbildung des vorgenannten Verfahrens werden Startwerte für die beste Anpassung dadurch gewonnen, dass eine logarithmische Darstellung des Signalverlaufs mit mindestens einem Polynom erster Ordnung angenähert wird.
• Diese Maßnahme hat den Vorteil, dass die Genauigkeit der Ermittlung des Volumenanteils noch weiter erhöht wird.
• Dies gilt insbesondere dann, wenn der Signalverlauf in mindestens zwei Zeitbereiche unterteilt und für jeden Zeitbereich ein zugehöriges Polynom erster Ordnung gebildet wird.
• Bei weiteren Ausführungsbeispielen der Erfindung wird in an sich bekannter Weise die Folge von EPI-Sequenzen derart verändert, dass nach jeder Messung mit einer Echozeit, die für die Auswertung nach Gleichung (1) benötigt wird, eine Messung des gesamten Volumens mit einer geringen, immer konstanten Echozeit durchgeführt wird (Kontrollmessung). Die aus diesen Messungen erhaltenen Daten können dazu verwendet werden, mit Hilfe eines üblichen Verfahrens zur Bestimmung von Kopfbewegungen (Realignment) für jede dieser Kontrollmessungen eine Rotationsmatrix zu bestimmen, deren Anwendung auf die erhaltenen Messdaten die Kopfbewegung kompensiert. Für jede Messung mit variabler Echozeit wird die Rotationsmatrix der vorausgegangenen Kontrollmessung verwendet, um eine mögliche Kopfbewegung zu kompensieren.
• Diese Maßnahme hat den Vorteil, dass Bewegungsartefakte in sehr einfacher Weise und effektiv kompensiert werden können, so dass auch Messungen an sehr unruhigen Probanden möglich sind.
• Weitere Vorteile ergeben sich aus der Beschreibung und der beigefügten Zeichnung.
• Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
• Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeichnung dargestellt und werden in der nachfolgenden Beschreibung näher erläutert. Es zeigen:
• 1a ein Beispiel einer EPI-Impulsfolge, wie sie erfindungsgemäß im Rahmen des vorliegenden Verfahrens verwendet wird;
• 1b die Impulsfolge von 1, jedoch mit einer zweiten, größeren Echozeit;
• 1c die Impulsfolge von 1, jedoch mit einer dritten, noch größeren Echozeit;
• 2 eine äußerst schematisierte Folge von EPI-Impulsfolgen gemäß 1a bis 1c mit dazwischen geschalteten Impulsfolgen für eine Bewegungskorrektur;
• 3 eine kernspintomographische Bildaufnahme eines menschlichen Gehirns in einer Transversalebene zur Identifizierung von sechs Volumenelementen, an denen bei einem Ausführungsbeispiel der Erfindung das erfindungsgemäße Verfahren ausgeführt wird;
• 4a mittels kernmagnetischer Resonanz ermittelte Messsignale an drei der in 3 bezeichneten Volumenelemente weißer Substanz der Hirnmasse, in einem linearen Ordinatenmaßstab;
• 4b mittels kernmagnetischer Resonanz ermittelte Messsignale an drei weiteren der in 3 bezeichneten Volumenelemente grauer Substanz der Hirnmasse, in einem linearen Ordinatenmaßstab;
• 4c die Messsignale von 4a in einem logarithmischen Ordinatenmaßstab;
• 4d die Messsignale von 4b in einem logarithmischen Ordinatenmaßstab;
• 5a–c kernspintomographische Bildaufnahmen des Gehirns von 3, darstellend die Standardabweichung SD der Fehlersumme (Residuals) in basalen und frontalen Regionen;
• 5d–f Aufnahmen ähnlich den 5a–c, jedoch darstellend den Volumenanteil des Liquors;
• 6 eine Tabelle, darstellend verschiedene Messwerte von Versuchsparametern für zwei Probanden sowie den Mittelwert aus den Messwerten der beiden Probanden;
• 7a–d Histogramme von verschiedenen Messwerten von Versuchsparametern; und
• 8a–d kernspintomographische Bildaufnahmen des Gehirns von 2a; darstellend verschiedene Messwerte von Versuchsparametern.
• Bei einer Messung mit MR (Magnetic Resonance) bedient man sich zum Anregen der bildgebenden Signale unterschiedlicher Folgen von Hochfrequenzfeld-Impulsen und Magnetfeldgradienten-Impulsen, die zusammen als „Impulsfolgen” oder „Sequenzen” bezeichnet werden. Im Rahmen der vorliegenden Erfindung werden spezielle Impulsfolgen verwendet, die in der Fachwelt als EPI (Echo-Planar Imaging) und als GRE-EPI (Gradient-Echo Planar Imaging) bezeichnet werden. Einzelheiten dazu finden sich in dem Aufsatz von Mansfield, P., „Real-Time Echo-Planar Imaging by NMR" in British Medical Bulletin, 40, S. 187–190 (1984).
• In 1a ist ein Beispiel einer Impulsfolge dargestellt, die insgesamt mit 10 bezeichnet ist und zur Messung des Liquorgehalts in Hirnsubstanz dient.
• Mit der so genannten GRE-EPI- oder EPI-Impulsfolge 10 wird eine Schicht in dem Gehirn eines Probanden untersucht. Die Schicht liegt senkrecht zu einer Achse z eines kartesischen Koordinatensystems x, y, z, wobei die Achse z der Längsachse des Körpers des Probanden entspricht. Durch geeignete Einstellung der EPI-Impulsfolge 10 kann die Lage der Schicht entlang der z-Achse definiert werden. Durch Aufnahme einer Mehrzahl von parallel aneinander liegenden Schichten kann somit das gesamte Volumen des Gehirns erfasst werden.
• Innerhalb der. EPI-Impulsfolge 10 werden in an sich bekannter Weise Magnetfeldgradienten-Impulse Gx, Gy, und Gz verwendet, die dem homogenen Grundfeld der EPI-Messung kurzzeitig Feldgradienten in x-, y- bzw. z-Richtung überlagern und nachstehend vereinfacht als „Gradienten” bezeichnet werden. Die Gradienten Gx, Gy und Gz haben, wie in 1a dargestellt, in der Praxis eine Trapezform, weil sich das Magnetfeld beim Einschalten näherungsweise linear bis zu einem Endwert eines gewünschten Plateau-Niveaus aufbaut bzw. beim Ausschalten linear von dem Endwert auf Null abfällt.
• Ferner wird innerhalb der EPI-Impulsfolge 10 ein Hochfrequenzfeld-Impuls rf verwendet, d. h. ein kurzzeitig getastetes Hochfrequenzsignal der Kernresonanz- Anregungsfrequenz. Der Zeitverlauf des Hochfrequenzfeld-Impulses rf hat eine vorbestimmte Einhüllende, die zur Selektion einer Schicht einstellbar ist. Einzelheiten dazu sind dem Fachmann bekannt.
• In der EPI-Impulsfolge 10 wird zunächst ein erster G_z-Gradient 12 geschaltet, d. h. auf das untersuchte Gehirn eingestrahlt, und gleichzeitig ein Hochfrequenzfeld-Impuls 14, dessen Einhüllende so gewählt ist, dass Kernresonanz in einer im Querschnitt rechteckförmige Schicht angeregt wird. Die Amplitude des Hochfrequenzfeld-Impulses 14 wird so eingestellt, dass innerhalb der so selektierten Schicht der Anregungswinkel der Kernresonanz zwischen 10° und 90° liegt. Der Zeitpunkt der maximalen Amplitude des Hochfrequenzfeld-Impulses 14 ist in 1a mit t₀ bezeichnet.
• Anschließend wird ein zweiter Ga-Gradient 16 geschaltet, der die gleiche Amplitude wie der erste G_z-Gradienten 12, ein demgegenüber umgekehrtes Vorzeichen und eine verkürzte Länge aufweist. Genauer gesagt muss die Amplitude unter dem zweiten G_z-Gradienten 16 dem Integral der Amplitude des ersten G_z-Gradienten 12 vom Zeitpunkt t₀ bis zum Schluss sein. Der zweite G_z-Gradient 16 bewirkt eine Refokussierung der durch die Anregung dephasierten Quermagnetisierung.
• Nach einer einstellbaren Pause Δ₁t wird dann ein erster G_x-Gradient 18 geschaltet und anschließend eine Folge einer vorbestimmten Anzahl untereinander gleicher zweiter G_x-Gradienten 20a, 20b, 20c. usf. mit jeweils abwechselndem Vorzeichen. Der erste G_x-Gradient 18 ist gegenüber den folgenden zweiten G_x-Gradienten 20a, 20b, 20c usf. verkürzt und dient der Vordephasierung der Quermagnetisierung. Die Anzahl dieser zweiten G_x-Gradienten 20a, 20b, 20c usf. bestimmt die Auflösung des Bildes, das von der selektierten Schicht aufgenommen werden soll. Wenn das Bild beispielsweise 128 × 128 Bildpunkte haben soll, dann sind ebenfalls 128 zweite Gx-Gradienten 20i erforderlich, falls nicht zusätzlich Verfahren zur Messzeitverkürzung (z. B. parallele Bildgebung oder „Partial Fourier” Bildgebung) eingesetzt werden.
• In der Phase, in der die zweiten G_x-Gradienten 20a, 20b, 20c usf. ihr Plateau-Niveau einnehmen, werden Daten 22a, 22b, 22c usf. aufgenommen, die mittels eines Analog-Digital-Wandlers (ADC) in an sich bekannter Weise aus Kernresonanzsignalen der untersuchten Schicht gewonnen wurden. Die Zahl der Daten 22a, 22b, 22c usf. ist gleich der Anzahl der G_x-Gradienten 20i. Zur Verkürzung der Datenaufnahmezeit können die Daten zusätzlich auch während der Anstiegs- und der Abfallzeiten des Gradienten aufgenommen werden.
• Zwischen den Zeiten der Datenaufnahme werden jeweils für kurze Zeit G_y-Gradienten, so genannte Blip-Gradienten 24a, 24b, 24c usf. gleichen Vorzeichens geschaltet, die für die Phasencodierung des gemessenen Signals erforderlich sind.
• Vor der ersten Datenaufnahme wird ein weiterer, einzelner G_y-Gradient 26 geschaltet, dessen Vorzeichen entgegengesetzt zu dem Vorzeichen der Blip-Gradienten 24a, 24b, 24c usf. ist. Die Amplitude des weiteren G_y-Gradienten 26 ist dabei so gewählt, dass zu einem Zeitpunkt t₁ nach etwa der Hälfte der Datenaufnahmeintervalle das Integral über den zeitlichen Verlauf aller bis dahin geschalteten Blip-Gradienten 24a, 24b, 24c usf., also deren summierte Impulsfläche, gleich dem negativen Integral über den zeitlichen Verlauf des weiteren G_y-Gradienten 26, also dessen Impulsfläche ist.
• Das Zeitintervall zwischen dem Zeitpunkt t₀ des Maximums des. Hochfrequenzfeld-Impulses 14 und dem Zeitpunkt t₁ wird als Echozeit TE bezeichnet. Die Echozeit TE₁ der EPI-Impulsfolge 10 bei dem in 1a dargestellten Beispiel beträgt 60 ms.
• Die Aufnahme aller Daten 22a, 22b, 22c usf. der EPI-Impulsfolge 10 ermöglicht die Berechnung eines kompletten Bildes der angeregten Schicht. Das Bild kann, wie erwähnt, beispielsweise aus 128 × 128 Bildpunkten bestehen, denen jeweils ein Signal bzw. Messwert S zugeordnet ist.
• Die Messung wird nun wiederholt, wobei der Hochfrequenzfeld-Impuls 14 so moduliert wird, dass eine andere, parallele Schicht angeregt wird. Auf diese Weise können beispielsweise 30 benachbarte Schichten gemessen werden, so dass insgesamt ein Volumendatensatz von 128 × 128 × 30 Messwerten für einen bestimmten Bereich des untersuchten Gehirns oder das ganze Gehirn entsteht.
• Sobald dies geschehen ist, werden die vorstehend genannten Messungen jedes einzelnen Schichtbildes wiederholt, wobei die Echozeit TE variiert wird.
• In 1b ist eine EPI-Impulsfolge 10' gezeigt, die gleich der EPI-Impulsfolge 10 aus 1a ist, lediglich mit der Abweichung, dass die Echozeit TE₂ hier 100 ms beträgt.
• In 1c ist ferner eine entsprechende EPI-Impulsfolge 10'' dargestellt, bei der die Echozeit TE₃ mit 140 ms bemessen ist.
• Diese unterschiedlichen Echozeiten TE₁, TE₂ und TE₃ werden dadurch eingestellt, dass die Pause Δ₁t, Δ₂t und Δ₃t entsprechend bemessen wird.
• Wenn beispielsweise mit 50 unterschiedlichen Werten von TE gearbeitet wird, hat man nun 50 Volumendatensätze der oben als Beispiel angegebenen Art mit jeweils 128 × 128 × 30 Datenpunkten bzw. Messwerten S. Für jeden Bildpunkt im Volumen, d. h. für jedes Voxel, kann man nun das Signal S in Abhängigkeit von der Echozeit TE angeben. Aus der Signalfunktion S(TE) für ein bestimmtes Voxel lässt sich dann der Liquorgehalt bestimmen und dieser somit für das gesamte Messvolumen kartieren.
• Es versteht sich dabei, dass in an sich bekannter Weise zur Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses einzelne Messungen mehrfach unverändert durchgeführt werden können, um danach den Mittelwert dieser Messungen zu bilden.
• Aufgrund der immer noch endlichen Aufnahmezeit kann es dabei zu Artefakten kommen, wenn der Proband sich während der Messzeit bewegt. Derartige Artefakte kann man reduzieren, indem eine entsprechende Lagekorrektur der nacheinander ermittelten Schichtbilder relativ zueinander vorgenommen wird.
• 2 zeigt zu diesem Zweck eine Serie von EPI-Impulsfolgen 10 gemäß 1a bis 1c, bei denen die vorerwähnte, schrittweise Verschiebung durch TE_n, TE_n+1, TE_n+2, Te_n+3 ... angedeutet ist. Zwischen diese EPI-Impulsfolgen 10 ist jeweils noch eine kurze Impulsfolge 30 geschaltet. Die untereinander gleichen Impulsfolgen 30 sind ebenfalls GRE-EPI-Impulsfolgen, jedoch mit konstanten Werten von beispielsweise TE = 21 ms und T_R = 770 ms sowie nur zwei Mittelwertsbildungen. Diese Impulsfolgen ergeben eine Bilddarstellung der jeweils gemessenen Scheibe, die zur Korrektur von Bewegungen des Probanden dient. Hierzu werden die von den aufeinander folgenden Impulsfolgen 30 erzeugten Bilder miteinander verglichen, und es wird eine Folge von Rotationsmatrizen der eventuellen Bewegung berechnet, die der Proband zwischen zwei EPI-Impulsfolgen 10, 10', 10'' usf. ausgeführt hat, indem beispielsweise für jede Echozeit TE eine 3×3 Matrix berechnet wird. Mit Hilfe dieses Vektors werden die von den EPI-Impulsfolgen 10, 10', 10'' usf. erzeugten Bilddarstellungen ggf. korrigiert und damit anatomisch richtig zur Deckung gebracht
• In 3 ist eine kernspintomographische Bilddarstellung eines Schnitts durch ein Gehirn in einer Transversalebene dargestellt. Mit 1 bis 6 sind darin sechs Orte von interessierenden Volumenelementen (Voxeln) eingezeichnet, an denen die nachstehend erläuterte Messung mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens vorgenommen wird. Die Lage der Voxel 1 bis 6 innerhalb ein und derselben Ebene dient lediglich der vereinfachten Darstellung. Die Voxel können selbstverständlich auch in geringerer und größerer Zahl vorhanden und auch auf mehrere Ebenen im dreidimensionalen Raum verteilt sein. Das erfindungsgemäße Verfahren gestattet es allgemein, innerhalb des Messvolumens den Liquorgehalt nach beliebigen Vorgaben zu kartieren.
• Die Voxel 1 bis 3 liegen dabei in weißer Substanz, nachstehend WM, und die Voxel 4 bis 6 in grauer Substanz, nachstehend GM.
• In 4a und 4c sind Signale für die Voxel 1 bis 3 und in 4b und 4d Signale für die Voxel 4 bis 6 dargestellt, die mit den EPI-Impulsfolgen 10, 10', 10'' gemäß 1a bis 1c erzeugt wurden. Jeder Punkt in den dargestellten Kurven entspricht dem mit einer EPI-Impulsfolge 10 gemäß den 1a bis 1c bestimmten Messwert S am Ort des betreffenden Voxels bei der in der Abszisse aufgetragenen Echozeit TE.
• Die Signale S sind in Ordinatenrichtung in beliebigen Einheiten aufgetragen, und zwar einmal linear (4a und 4b) und einmal logarithmisch (4c und 4d). Die Zeitachse ist in Abszissenrichtung bei allen Darstellungen der 4a bis 4d für die Echozeit TE in ms parametriert. Der Nullpunkt der Koordinatensysteme ist der Zeitpunkt t₀ in 1a.
• Für diese punktweise gemessenen Signalverläufe S(TE) werden nun mit Hilfe einer Ausgleichsrechnung optimal angepasste mathematische Funktionen ermittelt, aus denen sich die interessierenden Kennwerte, insbesondere der reale Volumenanteil λ₀ des aus interstitieller Flüssigkeit ISF und cerebrospinaler Flüssigkeit CSF bestehenden Liquors ergeben. Da die Beiträge von ISF und CSF dabei nicht trennbar sind, wird nachfolgend die Bezeichnung „ISF/CSF” für den Liquor verwendet.
• Aus den gemessenen Signalverläufen bzw. den dazu erzeugten mathematischen Modellen wird erfindungsgemäß der Volumenanteil λ₀ des Liquors (ISF/CSF) bestimmt.
• Im Folgenden werden Indizes k verwendet, wobei k = i für Hirngewebe und k = c für Liquor ISF/CSF stehen.
• Für die Belange der vorliegenden Erfindung kann man von folgendem Signalverlauf ausgehen: S(TE) = S0·exp(–TE/T2*) [1]wobei 1/T2* = 1/T2 + R2' gilt und S₀ die Anfangs-Signalintensität zum Zeitpunkt TE = 0, T₂ die transversale Relaxationszeit und R₂' die zusätzliche transversale Relaxationsrate ist, die von lokalen Inhomogenitäten des magnetischen Feldes herrührt.
• Ein solches monoexponentielles Modell betrachtet das Gehirn als eine relativ homogene Substanz, die aus einer einzigen Komponente mit einer transversalen Relaxationsrate R₂ = 1/T₂ besteht. Ein solches Modell ist jedoch unzureichend, weil die Hirnsubstanz aus mehreren Komponenten mit unterschiedlichen transversalen Relaxationszeiten besteht. Eine geringe erste, aus Wasserprotonen bestehende Komponente, die zwischen den Myelin-Doppelschichten eingeschlossen ist, weist ein T₂ von etwa 15 ms auf. Die wesentliche, aus intrazellulärem Gewebewasser bestehende Komponente hat ein T₂ von etwa 70 bis 86 ms. Eine dritte, geringe, der interstitiellen Flüssigkeit und der cerebrospinalen Flüssigkeit zugeordnete Komponente hingegen weist ein T₂ von mehr als 150 ms auf.
• In einer EPI-Messung mit einer beispielsweise erst bei 21 ms (bezogen auf den Koordinatenursprung in 1a) beginnenden Echozeit TE = 0 ist die erstgenannte, schnelle Komponente mit T₂ = 15 ms unsichtbar. Für die Belange der vorliegenden Erfindung wird daher von einem Zweikomponenten-Modell für das Hirngewebe ausgegangen. Bei diesem Modell hat man eine erste, größere intrazelluläre Signalkomponente s_i und eine zweite, extrazelluläre Signalkomponente s_c, die vom Liquor ISF/CSF herrührt.
• Das ISF/CSF-Signal hat eine Frequenzverschiebung Δf, auch als chemische Verschiebung bezeichnet, und eine Phasenverschiebung φ relativ zu den Protonen des Hirngewebes.
• Das extrazelluläre Signal kann daher wie folgt angegeben werden: sc(TE) = exp(–TE/T2*c – 2πi·Δf·TE – iφ). [2]
• Für das intrazelluläre Signal des Hirngewebes wird ein einfacher monoexponentieller Ansatz wie in [1] verwendet: si(TE) = S0·exp(–TE/T2*i) [3]
• Das vollständige Modell für das Kernresonanz-Signal des Gehirns gemäß der vorliegenden Erfindung ist somit: S(TE) = S0·{(1 – λc)·si(TE) + λc·se(TE)} [4]wobei λ_c der Anteil des ISF/CSF-Signals am Gesamtsignal ist.
• Der reale Volumenanteil λ₀ der ISF/CSF hängt von dem Signalanteil λ_c, den Parametern der EPI-Impulsfolge 10 und Eigenschaften der Gewebekomponenten ab. λ₀ kann aus der folgenden Gleichung erhalten werden, in der die Parameter der oben erwähnten GRE-EPI-Impulsfolge sowie magnetische Eigenschaften des Hirngewebes berücksichtigt sind: λ0 = (ni·mi – λc)/{nc·mc·(1 – λc) + ni·mi λc} [5]wobei n_i und n_c, wie schon erwähnt, die relativen Spindichten des Hirngewebes bzw. des Liquors ISF/CSF bezeichnen. Man kann mit der Literatur als Erfahrungswert von n_i = 0,66 ausgehen, was einen Durchschnittswert für gemischtes Hirngewebe darstellt. Gleichermaßen kann n_c = 1 angenommen werden. Die Größen m_i und m_c geben, wie ebenfalls schon erwähnt, die komponentenspezifische Daueramplitude der Magnetisierung von Hirngewebe bzw. ISF/CSF an, die für die verwendete EPI-Impulsfolge 10 mit einem Flipwinkel von 90° durch die folgende Beziehung berechnet werden kann: m = 1 – exp(–TR/T1k). [6]
• Dabei ist T_1i die longitudinale Relaxationszeit für Hirngewebe, T_1c die longitudinale Relaxationszeit für Liquor ISF/CSF und T_R die Wiederholzeit der EPI-Impulsfolge. Für die Belange der vorliegenden Erfindung kann mit T_1i = 1.000 ms und T_1c = 3.700 ms gearbeitet werden.
• Das erfindungsgemäße Verfahren wurde an zwei Probanden (22 bzw. 20 Jahre alt) ausgeführt. Zur Messung wurde ein Ganzkörpertomograph mit einer Feldstärke von 3 T eingesetzt (Trio, Siemens Erlangen). Es wurde mit einer GRE-EPI-Impulsfolge gearbeitet. Für jede Bilddarstellung wurden fünfzehn Scheiben von 3 mm Dicke mit einem Distanzfaktor von 33% in versetzter Weise (interleaved) aufgenommen. Die übrigen Parameter der GRE-EPI-Impulsfolge waren: Sichtfeld (FoV Field of View) 192 × 192 mm, Abtastmatrix 64 × 64, Echoabstand 0,47 ms, Bandbreite 2.520 Hz pro Pixel für Proband 1 und 2.298 Hz für Proband 2. Zur Verminderung des Rauschpegels wurden vier Mittelwerte gebildet, wobei die gesamte Aufnahmezeit einer Messung 25 s betrug.
• Für jeden Probanden wurden siebenunddreißig GRE-EPI-Messungen mit unterschiedlicher Echozeit TE im Bereich zwischen 21 ms und 301 ms sowie einer konstanten T_R von 5 s durchgeführt. Zwischen den TE-Werten von 21 und 101 ms wurde in Schritten von 5 ms, und oberhalb von 101 ms in Schritten von 10 ms gemessen. Der jeweilige TE-Wert wurde für jeden Probanden nach dem Zufall ausgewählt. Vor jeder Messung wurde die oben anhand von 2 erläuterte Bewegungskorrektur durchgeführt.
• Die übrigen Bildparameter entsprachen der bereits geschilderten EPI-Impulsfolge. Am Ende jeder Sitzung wurde für eine anatomische Segmentierung ein 3D-Bilddatensatz aufgenommen, und zwar unter Verwendung einer schnellen Gradientenecho-Impulsfolge (MPRAGE = Magnetization-Prepared Rapid Aquisition Gradient Echo) mit T_R = 2,3 s, Inversionszeit T_I = 1.100 ms, TE = 3,93 ms, und einer räumlichen Auflösung von 1 mm in allen Richtungen.
• Die aufgenommenen Bilder wurden zunächst mit der SPM2 Software (http://www.fil.ion.ucl.ac.uk/spm) in das ANALYZE-7 Format konvertiert. Dann wurden die Daten mittels SPM2 für die oben im Zusammenhang mit 2 bereits erwähnte Bewegungskorrektur verschoben und die Daten der darauffolgenden Messung mit Hilfe der somit gewonnenen Bewegungsparameter ebenfalls verschoben. Der anatomische Datensatz wurde mit dem verschobenen GRE-EPI Bild mit der niedrigsten Echozeit zur Deckung gebracht. Die Verschiebeprozedur führte dazu, dass einige Voxel außerhalb des Sichtfeldes in der ersten und in der letzten Scheibe verschoben wurden. Deshalb wurden diese beiden Scheiben vor der Modellanpassung mittels eines Modells der besten Anpassung (Least Square Fit) verworfen. Vor der Modellanpassung wurden auch die GRE-EPI- Messwerte des Probanden 1 für TE = 51 ms wegen erheblicher Bewegungsartefakte verworfen.
• Der Algorithmus für das Modell der besten Anpassung hängt von einem Satz von Startwerten für alle Variablen ab, ebenso wie die Qualität des Ergebnisses auf der Güte dieser Werte beruht. Für eine gute erste Anpassung von S₀ wurde ein in 4c mit 55 bezeichnetes Polynom erster Ordnung, also eine Gerade, an die logarithmische Darstellung des Messsignals S bis zu einer TE = 71 ms in allen Voxeln angepasst und ein Wert S_0early als interpoliertes Anfangssignal aus den frühen Echozeiten daraus interpoliert. Für den Zeitbereich von TE = 121 ms bis TE = 301 ms wurde ein in 4c mit 56 bezeichnetes zweites Polynom erster Ordnung an die logarithmische Darstellung des Messsignals S angepasst und ein Wert S_0late als interpoliertes Anfangssignal aus den späten Echozeiten daraus interpoliert. Dieses zweite Polynom hängt zum größten Teil vom Liquor, also dem ISF/CSF-Bestandteil mit langem T₂, ab und kann daher verwendet werden, um T₂*_c direkt abzuschätzen.
• Für Voxel mit Intensitätswerten oberhalb des Hintergrundrauschens bis hin zum gemessenen Endwert von TE wurde der anfängliche Volumenanteil λ_c des Liquors zu S_0late/S_0early angenommen oder zu 1, wenn S_0late > S_0early war. Für alle anderen Voxel wurde λ_c zu 5% angenommen. T₂*_i, das T₂* des internen Signals (Hirngewebe), wurde mit 49 ms angenommen, was in etwa Werten aus der Literatur entspricht. Für die chemische Verschiebung Δf wurde ein anfänglicher Schätzwert von 5 kHz verwendet, was ebenfalls Angaben aus der Literatur entspricht, beispielsweise dem eingangs erwähnten Aufsatz von He et al. Die Anpassung des vorgeschlagenen Signalmodells für alle Voxel im untersuchten Gehirn wurde Voxel für Voxel mit einem nichtlinearen Least-Square Algorithmus aus der Matlab Optimization Toolbox (The MathWorks, Inc.) durchgeführt. Die Anpassung der untersuchten Werte wurde auf feste Wertebereiche:
  0 ≤ T₂*_i ≤ 200 ms
  T₂*_c ≥ 100 ms
  0 ≤ λ_c ≤ 1
  –π ≤ φ ≤ π
  Δf ≥ 0 Hz
  begrenzt, wobei T₂*_c das T₂* des externen Signals (Liquor) ist.
• Die Qualität der Anpassung wurde quantitativ überprüft, indem für jedes Voxel die Standardabweichung (SD Standard Deviation) der Fehlersumme (Residuals) bestimmt wurde.
• Der MPRAGE (Magnetization-Prepared Rapid Acquisition Gradient Echo) Datensatz wurde mittels SPM2 Software in GM, WM und CSF unterteilt. Die erhaltene Wahrscheinlichkeit, dass ein ausgemessenes Voxel zu WM, GM oder CSF gehört, wurde als partieller Volumenanteil verwendet. Ein Aufsummieren über alle Voxel von 1 mm³ innerhalb der größeren Voxel der GRE-EPI Impulsfolgen mittels einer Matlab-Software ergab die individuellen Volumenanteile, die später zur Unterscheidung zwischen WM und GM verwendet wurden.
• Die vorstehenden Überlegungen sollen nun auf die Messergebnisse und die daraus abgeleiteten Modelle gemäß den 4a bis 4d angewendet werden:
  Wie oben bereits erwähnt, sind die in den sechs Voxeln 1 bis 6 ermittelten Messwerte in den 4a bis 4d dargestellt. Die 4a bis 4d zeigen repräsentative Darstellungen des freien Induktionsabfalls FID (Free Induction Decay) in den sechs Voxeln 1 bis 3 von WM und 4 bis 6 von GM. Die Signale wurden mit siebenunddreißig GRE-EPI-Impulsfolgen erzeugt, und die 4a bis 4d zeigen den Signalabfall über einen weiten Bereich von TE (0 bis 300 ms), der durch die hohe Empfindlichkeit der in 1a dargestellten EPI-Impulsfolge 10 möglich ist. Dieser Bereich ist deutlich weiter als im Stand der Technik. Die GESSE-Impulsfolge, die in dem eingangs erwähnten Aufsatz von He et al. verwendet wird, gestattet wegen ihrer geringeren Empfindlichkeit beispielsweise nur Messungen bis etwa TE = 120 ms.
• Die 4a und 4b zeigen die Originalmessungen als durchgezogene, gepunktete und strichpunktierte Linien mit linearem Ordinatenmaßstab. Die 4c und 4d hingegen zeigen die Originalmessungen im logarithmischen Ordinatenmaßstab als Messpunkte +, * und x sowie die daran mathematisch angepassten Modelle als durchgezogene Linien. Wie man deutlich sieht, ergibt sich für späte Werte im Bereich von TE > 100 ms ein Bereich geringeren Abfalls (Voxel 1 bis 3 für WM) bzw. sogar ein Signalanstieg (Voxel 4 bis 6 für GM). Dieser Bereich kann mit den bekannten Verfahren nicht gemessen werden, wie bereits erwähnt.
• In den logarithmischen Darstellungen der 4c und 4d ist deutlich zu erkennen, dass die nach dem Least Square Fit-Verfahren angepassten Kurvenverläufe teilweise einen merklichen Ordinatenabstand zu den Messpunkten haben. Die Summe dieser Abweichungen wird im Rahmen der vorliegenden Erfindung als „Fehlersumme” (Residuals) bezeichnet, auf die sich die Standardabweichung SD bezieht.
• In den 5a bis 5c ist die SD der Fehlersumme und in den 5d bis 5f der Volumenanteil λ₀ des Liquors (ISF/CSF) jeweils in drei verschiedenen Ebenen des Gehirns dargestellt.
• Wie die 5a bis 5c zeigen, erweist sich die SD in den Voxeln mit hohem λ₀, also mit hohem Volumenanteil des Liquors ISF/CSF im Hirngewebe und in den basalen und den frontalen Hirnbereichen als höher. Die Voxel im Bereich von GM weisen generell eine höhere SD auf als die Voxel im Bereich von WM.
• Die Tabelle in 6 fasst die Ergebnisse für die Voxel mit einem partiellen Volumenanteil von mindestens 70% für WM bzw. GM bei beiden Probanden zusammen. Die chemische Verschiebung (8b) zeigt keine Gaußverteilung und daher können der Mittelwert und die SD die Daten nicht vollständig beschreiben. Eine bessere Abschätzung der durchschnittlichen Daten ist in diesem Falle der Medianwert. Der Medianwert für die WM-Voxel betrug 3,8 bzw. 3,7 Hz für Proband 1 bzw. Proband 2 und 3,9 Hz für die GM-Werte beider Probanden.
• Die Histogramme in den 7a bis 7d fassen die Ergebnisse für einige Anpassungsparameter eines der Probanden zusammen.
• 8a zeigt einen typischen Schnitt durch ein Gehirn aus dem T₂-gewichteten anatomischen Datensatz mit einer Voxel-Größe von 1 × 1 × 1 mm³. In den übrigen Abbildungen der 8b bis 8d sind der Volumenanteil λ₀ des Liquors ISF/CSF, die chemische Verschiebung Δf des Liquors und die Phasenverschiebung φ des Liquors dargestellt. Die Voxel-Größe beträgt hier 3 × 3 × 4 mm³. Der Maßstab in den 8b und 6d ist im Interesse eines besseren Kontrastes in Bereichen, die hauptsächlich aus WM und GM bestehen, auf 15 Hz bzw. 60% begrenzt. Die Bilddarstellungen der chemischen Verschiebung Δf zeigen unterdurchschnittliche Werte um die Ventrikel herum und höhere Werte für GM sowie für Voxel in der Nähe der Oberfläche des Gehirns.
• Einige Ausreißer mit Frequenzwerten der chemischen Verschiebung M von >> 25 Hz erwiesen sich als Problem für die Bilddarstellungen der chemischen Verschiebung in 8b und die Tabelle in 6. Für den Probanden 1 wiesen 1.264 Voxel (1,4% aller Voxel) und für Proband 2 wiesen 2.338 Voxel (1,6% aller Voxel) derartige Verschiebungen auf. Diese Ausreißer fanden sich insbesondere in den Ventrikeln. In den meisten Fällen war die hohe chemische Verschiebung Δf durch eine Fehlanpassung in den Voxeln mit einem sehr niedrigen Volumenanteil ISF/CSF von << 1% oder in Voxeln innerhalb oder in der Nähe der Ventrikel mit einem Volumenanteil ISF/CSF von 100% verursacht. In beiden Fällen spielt die chemische Verschiebung Δf keine wesentliche Rolle und kann vernachlässigt werden. Aus diesem Grunde wurde die chemische Verschiebung Δf in diesen Voxeln für alle graphischen Darstellungen zu Null gesetzt und in der Tabelle von 6 vernachlässigt.
• Eine weitere Quelle für Fehlanpassungen sind die für EPI-Sequenzen typischen „Drop-Out” Effekte die insbesondere in frontalen und basalen Hirnbereichen auftreten. „Drop Out” Effekte können durch den Anpassungsalgorithmus in betroffenen Voxeln als frühes Minimum interpretiert werden und so zu verfälschten Werten für die chemischen Verschiebung Δf und den Volumenanteil λ₀ führen. Um ausgeprägte „Drop Out” Effekte auszuschließen, wurden alle Voxel mit T₂*_i < 45 ms bei den statistischen Berechnungen in der Tabelle von 6 vernachlässigt.

10

EPI-Impulsfolge

12

erster G_z-Gradient

14

Hochfrequenzfeld-Impuls

16

zweiter G_z-Gradient

18

erster G_x-Gradient

20a, b, c

zweite G_x-Gradienten

22a, b, c

Daten

24a, b, c

Blip-Gradienten

26

weiterer G_y-Gradient

50

Impulsfolge (Bewegungskorrektur)

55

Polynom ersten Grades

56

Polynom ersten Grades

• Liste der Formelzeichen und Abkürzungen

• CSF

  cerebrospinale Flüssigkeit

  EPI

  Echo Planar Imaging

  FID

  freier Induktionsabfall (Free Induction Decay)

  FoV

  Sichtfeld (Field Of View)

  GRE

  Gradienten-Echo

  GM

  graue Substanz (Gray Matter)

  ISF

  interstitielle Flüssigkeit (Interstitial Fluid)

  MPRAGE

  Magnetization-Prepared Rapid Acquisition Gradient Echo

  MRS

  Magnetische Resonanz-Spektroskopie

  n_i

  relative Spindichte von Hirngewebe

  n_c

  relative Spindichte von Liquor (ISF/CSF)

  NPH

  Normal Pressure Hydrocephalus

  m_i

  relative Magnetisierung von Hirngewebe zum Zeitpunkt der Anregung

  m_c

  relative Magnetisierung von Liquor (ISF/CSF) zum Zeitpunkt der Anregung

  rf

  Hochfrequenzfeld-Impuls

  R₂

  transversale Relaxationsrate R2 = 1/T2

  R₂'

  zusätzliche transversale Relaxationsrate, verursacht durch lokale Feldinhomogenitäten

  S

  Signal

  S(TE)

  Signal als Funktion der Echozeit

  S₀

  Anfangssignal zum Zeitpunkt TE = 0

  S_0early

  interpoliertes Anfangssignal aus den frühen Echozeiten

  S_0late

  interpoliertes Anfangssignal aus den späten Echozeiten

  SD

  Standardabweichung der Fehlersumme (Residuals)

  s_i

  intrazelluläre Signalkomponente

  s_e

  extrazelluläte Signalkomponente

  TE

  Echozeit

  t₀

  Zeitpunkt der maximalen Amplitude des Hochfrequenzfel-Impulses rf

  t₁

  Zeitpunkt der Hälfte der Datenaufnahmeintervalle

  T_1i

  longitudinale Relaxationszeit für Hirngewebe

  T_1c

  longitudinale Relaxationszeit für Liquor (ISF/CSF)

  T₂

  transversale Relaxationszeit

  T₂*

  (1 + 1/R2') – 1

  T₂*_c

  T2* des externen Signals (Liquor)

  T₂*_i

  T2* des internen Signals (Hirngewebe)

  T_I

  Inversionszeit

  T_R

  Repetitionszeit

  VOI

  Interessierendes Volumenelement (Volume Of Interest)

  WM

  weiße Substanz (White Matter)

  Δf

  Frequenzverschiebung, chemische Verschiebung

  φ

  Phasenverschiebung

  λ_c

  Signalanteil des Liquors (ISF/CSF)

  λ₀

  Volumenanteil des Liquors (ISF/CSF)

• ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
• Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
• Zitierte Patentliteratur
• - US 6603989 B1 [0006]
• Zitierte Nicht-Patentliteratur
• - He, Xiang et al. „Quantitative GOLD: Mapping of Human Cerebral Deoxygenated Blood Volume and Oxygen Extraction Fraction: Default State” in Magnetic Resonance in Medicine, 57, S. 115–126 (2007) [0002]
• - Ernst, T. et al. „Absolute Quantitation of Water and Metabolites in the Human Brain. I. Compartments and Water” in Journal of Magnetic Resonance B, 102, S. 1–8 (1993) [0004]
• - He et al. [0006]
• - Mansfield, P., „Real-Time Echo-Planar Imaging by NMR” in British Medical Bulletin, 40, S. 187–190 (1984) [0044]
• - http://www.fil.ion.ucl.ac.uk/spm [0085]
• - He et al. [0087]

Claims (10)

1. Verfahren zum Messen des Liquorgehalts in der Hirnsubstanz eines Lebewesens, bei dem mittels Kernspintomographie unter Zuhilfenahme einer vorbestimmten Folge (10) von Hochfrequenzfeld-Impulsen (14) und Magnetfeldgradienten-Impulsen (12, 16, 18, 20a–c, 24a–c, 26) in nach Koordinaten eines kartesischen Koordinatensystems (x, y, z) definierten Volumenelementen (VOI) der Hirnsubstanz (WM, GM) eine für den realen Volumenanteil (λ₀) des Liquors (ISF/CSF) charakteristische Signalfunktion (S(TE)) gemessen und daraus der Volumenanteil (λ₀) bestimmt wird, mit den Schritten: a) Vornehmen einer Scheibenselektion in der Hirnsubstanz senkrecht zu einer z-Achse mittels eines Hochfrequenzfeld-Impulses (14) vorbestimmter Impulsform; b) zugleich Schalten eines ersten G_z-Magnetfeldgradienten-Impulses (12) vorbestimmter Amplitude und vorbestimmten Vorzeichens; c) sogleich nach Schritt b) Schalten eines zweiten G_z-Magnetfeldgradienten-Impulses (16) gleicher Amplitude, umgekehrten Vorzeichens und verkürzter Länge; d) nach Ablauf einer vorbestimmten Pause (Δt) nach Schritt c) Schalten eines ersten G_x-Magnetfeldgradienten-Impulses (18) und einer vorbestimmten Anzahl zweiter G_x-Magnetfeldgradienten-Impulsen (20a, 20b, 20c) von untereinander gleicher Amplitude und abwechselndem Vorzeichen; e) intervallweises Aufnehmen der angeregten Kernresonanzsignale jeweils während der Zeitdauer der zweiten G_x-Magnetfeldgradienten-Impulse (20a, 20b, 20c); f) zwischen den Intervallen der Aufnahme der Kernresonanzsignale gemäß Schritt e) Schalten von ersten G_y-Magnetfeldgradienten-Impulsen (24a, 24b, 24c); g) vor Schritt e) Schalten eines zweiten G_y-Magnetfeldgradienten-Impulses (26), dessen Vorzeichen entgegengesetzt zu dem der ersten G_y-Magnetfeldgradienten-Impulse (24a, 24b, 24c) ist und dessen Impulsfläche gleich der Summe der Impulsflächen der ersten G_y-Magnetfeldgradienten-Impulse (24a, 24b, 24c) ist, die bis zur Hälfte (t₁) der Aufnahmeintervalle gemäß Schritt e) geschaltet werden; h) Erzeugen eines Bildes der selektierten Scheibe mit Bildpunkten, wobei jeder Bildpunkt einem vorbestimmten Volumenelement (VOI) in der selektierten Scheibe entspricht und jedem Bildpunkt ein aus der Aufnahme gemäß Schritt e) abgeleiteter Signalwert (S) zugeordnet ist; i) mehrfaches Wiederholen der Schritte a) bis h), wobei für jede Wiederholung in Schritt a) eine andere, parallele Scheibe selektiert wird; j) mehrfaches Wiederholen der Schritte a) bis i), wobei für jede Wiederholung in Schritt d) die Pause (Δt) variiert und das Zeitintervall (TE) zwischen dem Zeitpunkt des Maximums des Hochfrequenzfeld-Impulses (14) und der Hälfte (t₁) der Aufnahmeintervalle gemäß Schritt e) bestimmt wird; und k) Bereitstellen der Signalfunktion S(TE) aus den in Schritt h) ermittelten Signalwerten (S) und den in Schritt i) ermittelten Zeitintervallen (TE).
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Schritte i) und j) vertauscht, und in Schritt j) die Schritte a) bis h) und in Schritt i) die Schritte a) bis i) wiederholt werden.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Amplitude des Hochfrequenzfeld-Impulses (14) derart eingestellt wird, dass der Kernresonanz-Anregungswinkel in der selektierten Scheibe zwischen 10° und 90° liegt.
4. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die G_x-Magnetfeldgradienten-Impulse (20a, 20b, 20c) einen im Wesentlichen trapezförmigen Verlauf mit einem Plateau haben und dass in Schritt e) die Kernresonanzsignale während der Zeitdauer des Plateaus aufgenommen werden.
5. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die G_x-Magnetfeldgradienten-Impulse (20a, 20b, 20c) einen im Wesentlichen trapezförmigen Verlauf mit einem Plateau haben und dass in Schritt e) die Kernresonanzsignale während der Zeitdauer der Anstiegs- und der Abfallzeiten des trapezförmigen Verlaufs sowie während der Zeitdauer des Plateaus aufgenommen werden.
6. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass zunächst der zeitliche Verlauf der Signalfunktion (S(TE)) nach der Beziehung: S(TE) = So·{(1 – λc)·si(TE) + λc·se(TE)}approximiert, mit TE = Echozeit ab der Mitte des Hochfrequenzfeld-Impulses (B₁(t)) S₀ = Anfangssignal des freien Induktionsabfalls bei TE = 0 λ_c = Signalanteil des Liquors (ISF/CSF) s_i(TE) = intrazelluläre Signalkomponente = S₀·exp(–TE/T₂*_i) s_e(TE) = extrazelluläre Signalkomponente = exp(–TE/T₂*_e – 2π·i·Δf·TE – iφ), wobei T₂*_k = effektive transversale Relaxationszeit im Hirngewebe (k = i), und im Extrazellulärraum (k = c), Δf = Frequenzverschiebung oder chemische Verschiebung des NMR-Liquorsignals relativ zum NMR-Gewebesignal, und φ = Phasenverschiebung des NMR-Liquorsignals relativ zum NMR-Gewebesignal ist, indem die Parameter S₀, Δf und φ so lange variiert werden, bis sich eine beste Anpassung (Least Square Fit) an den gemessenen zeitlichen Verlauf des Signals S(TE) ergibt und daraus der Wert 4 bestimmt wird, und dass dann der reale Volumenanteil λ₀ aus dem theoretischen Volumenanteil λ_c nach der Beziehung: λ0 = (ni·mi·λc)/(nc·mc)(1 – λc) + ni·mi·λc)bestimmt wird, mit n_i = relative Spindichte von Hirngewebe m_i = relative Magnetisierung von Hirngewebe zum Zeitpunkt der Anregung n_c = relative Spindichte von Liquor (ISF/CSF) m_c = relative Magnetisierung von Liquor (ISF/CSF) zum Zeitpunkt der Anregung.
7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass Startwerte für die beste Anpassung dadurch gewonnen werden, dass eine logarithmische Darstellung des Signalverlaufs (S(TE)) mit mindestens einem Polynom erster Ordnung (55, 56) angenähert wird.
8. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Signalverlauf (S(TE)) in mindestens zwei Zeitbereiche unterteilt und für jeden Zeitbereich ein zugehöriges Polynom erster Ordnung (55, 56) gebildet wird.
9. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Folge (10) von Hochfrequenzfeld-Impulsen (B₁(t), 18) und Magnetfeldgradienten-Impulsen (G_x, 36; G_y, 26, 28, 30, 32, 34; G_z, 14, 16) mehrfach hintereinander auf die definierten Volumenelemente (VOI) ausgeübt wird, wobei ein Zeitpunkt (24) des Anlegens des dritten Magnetfeldgradienten-Impulses (G_x, 36) schrittweise variiert wird.
10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass nach jeder Folge (10) jeweils eine weitere Folge (50) von Hochfrequenzfeld-Impulsen und von Magnetfeldgradienten-Impulsen auf die definierten Volumenelemente (VOI) ausgeübt wird, dass die weiteren Folgen (50) zu einem Bild verarbeitet werden, dass die Bilder aufeinander folgender weiterer Folgen (50) miteinander verglichen und auftretende Unterschiede in den Bildern für eine Korrektur von Bewegungsartefakten in dem ermittelten Volumenanteil (λ₀) des jeweiligen Volumenelements (VOI) verwendet werden.