DE10250379B4

DE10250379B4 - Verfahren und Kernspintomographie-Gerät zur ortsaufgelösten Darstellung einer Änderung der funktionellen Aktivitäten eines Gehirns

Info

Publication number: DE10250379B4
Application number: DE10250379A
Authority: DE
Inventors: Gunnar Krüger
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2002-05-17
Filing date: 2002-10-29
Publication date: 2007-02-01
Anticipated expiration: 2022-10-30
Also published as: DE10250379A1

Abstract

Verfahren zur Darstellung von funktionellen Aktivitäten im Gehirn eines betrachteten Lebewesens mittels magnetischer Kernspinresonanz aufweisend die folgenden Schritte:
– Erstellung von zeitlich aufeinanderfolgenden Magnetresonanzbildern (30) des Gehirns des mit oder ohne eine äußere Anregung stimulierten Lebewesens unter Variation des Auslenkwinkels und der Echozeit (TE);
– Berechnung eines auf gleiche Pixel (31) der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder (30) bezogenen Rauschanteils (σ) für ein jedes Pixel (31);
– Zerlegung des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in eine erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente (σ_T) und eine zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente (σ_P);
– Zerlegung der zweiten Rauschkomponente (σ_P) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in eine dritte, von der Echozeit (TE) unabhängige Rauschkomponente (σ_NB) und eine vierte, von der Echozeit (TE) abhängige Rauschkomponente (σ_B),
dadurch gekennzeichnet,
dass auf Basis der so erhaltenen vierten Rauschkomponente (σ_B) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) eine...

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und ein Kernspintomographie-Gerät zur ortsaufgelösten Darstellung von einer Änderung der funktionellen Aktivitäten eines Gehirns eines betrachteten Lebewesens mittels magnetischer Kernspinresonanz.
Es ist bekannt, dass beispielsweise durch äußere Anregung hervorgerufene Gehirnaktivitäten in der Großhirnrinde von Menschen in Kernspintomographen nachgewiesen werden können. Bei einer derartigen äußeren Anregung kann es sich beispielsweise um einen visuellen oder akustischen Reiz handeln.
Ein typischerweise mit Hilfe der Kernspintomographie durchgeführtes Experiment ist das sogenannte fRMI-BOLD Experiment. "fMRI" steht dabei für funktionelle Magnetresonanztomographie, BOLD für "blood oxygenation level dependent" (vom Blutsauerstoffgehalt abhängig). Ziel der funktionellen Magnetresonanztomographie ist es, genau die Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens zu detektieren, die auf eine bestimmte Anregung zurückzuführen sind. Hierdurch ist es beispielsweise vor der operativen Entfernung eines Gehirntumors möglich, funktionelle Zentren des Gehirns von dem Tumor abzugrenzen, um eine Beschädigung funktionell wichtiger Bereiche des Gehirns des Patienten zu vermeiden.
Der BOLD Effekt beruht auf unterschiedlichen magnetischen Eigenschaften von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin im Blut. Desoxyhämoglobin besitzt im Gegensatz zum diamagnetischen Oxyhämoglobin zwei ungepaarte Eisenelektronen und ist deshalb paramagnetisch. Eine Erhöhung der lokalen Konzentraion von Desoxyhämoglobin in Folge einer lokalen Gehirnakti vität (neuronale Aktivität) führt deshalb zu einem inhomogenen lokalen Magnetfeld. Dieses beschleunigt den Zerfall einer bildgebenden Quermagnetisierung von mittels eines Kernspintomographie-Gerätes angeregten Kernspins. Bei verstärkter Gehirnaktivität wird der damit verbundene erhöhte Sauerstoffbedarf durch erhöhte Zuführung von diamagnetischem Oxyhämoglobin überkompensiert. Gradientenechosequenzen des Kernspintomographie-Gerätes, die auf lokale Feldinhomogenitäten besonders empfindlich reagieren, zeigen deshalb bei verstärkter Gehirnaktivität eine schwache Intensitätserhöhung im Magnetresonanzbild.
Ein Kernproblem der funktionellen Magnetresonanztomographie besteht somit darin, von einer bestimmten Stimulation hervorgerufene Gehirnaktivitäten von anderen Gehirnaktivitäten zu separieren.

Zur Lösung dieses Problems ist es bekannt, für jedes Pixel (Bildpunkt) von (oft mehreren hundert) zeitlich aufeinanderfolgenden Magnetresonanzbildern des Gehirns des betrachteten Lebewesens einen Korrelationskoeffizient zwischen einer zur Stimulation verwendeten Stimulationsfunktion und dem erhaltenen zeitlichen Signalverlauf des jeweiligen Pixels zu berechnen. Mathematisch formuliert wird für jeden Pixel bestimmt, ob ein signifikanter Zusammenhang zwischen dem zeitlichen Verlauf der Stimulationsfunktion und einer Helligkeitsschwankung des Pixels besteht.

Hieraus wird deutlich, dass der zeitliche Verlauf der Stimulationsfunktion bezogen auf die erstellten Magnetresonanzbilder des Gehirns des betrachteten Lebewesens vor Durchführung der Korrelierung bekannt sein muss. Deshalb werden als Stimulationsfunktionen in der Regel periodische Funktionen verwendet. Eine typische Stimulationsfunktion ist somit eine periodische Folge von durch Pausen getrennten Stimulationen (z.B. 20 sec. Fingerbewegung, 30 sec. Ruhe, 20 sec. Fingerbewegung, 30 sec. Ruhe, ....).

Nachteilig an der vorstehend beschriebenen Korrelation ist, dass eine genaue Kenntnis der Stimulationsfunktion erforderlich ist, damit untersuchte kognitive Prozesse erfasst werden können.

Eine weitere Möglichkeit im Rahmen der funktionellen Magnetresonanztomographie unterschiedlich hervorgerufene Gehirnaktivitäten zu separieren eröffnet eine Studie von G.KRÜGER, G.H.GLOVER: "Physiological Noise in Oxygenation-Sensitive Magnetic Resonance Imaging", Magn. Reson. Med. 46: 631-637 (2001), in der die Vermutung geäußert wird (5.636, linke Spalte, Absatz 2), dass ein Teil des sogenannten Rauschens – basierend auf dem BOLD-Effekt – vom Hirnstoffwechsel und neuronalen Aktivitäten im Gehirn bestimmt ist. Dabei wird gezeigt, wie aufgrund der unterschiedlichen Abhängigkeit der einzelnen das Gesamt-Rauschen bildenden Rausch-Komponenten (thermisches Rauschen, Scanner-Rauschen, physiologisches Rauschen, usw.) von Flipwinkel (α) und Echozeit (TE) dieses vom BOLD-Effekt bestimmte Rauschen mathematisch separiert werden kann.

Die Abhängigkeit BOLD-Effekt basierter Signal-Charakteristik von Flipwinkel (α) und Echozeit (TE) wie auch von der Schichtdicke (ST) im Rahmen von FLASH-Sequenzen bei 2 Tesla wurde von CHR. PREIBISCH, A. HAASE: "Functional MR Imaging of the Human Brain Using FLASH: Influence of Various Imaging Parameters" J. Magn. Reson 140:162-171 (1999) in einer Anzahl von Messreihen experimentell bestätigt.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und ein Kernspintomographie-Gerät zur Verfügung zu stellen, welche eine Erfassung und Darstellung von Änderungen der funktionellen Aktivitäten eines Gehirns eines betrachteten Lebewesens auf einfachem Wege und mit hoher Genauigkeit ermöglichen.

Die Aufgabe wird mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. Weiterbildungen der Erfindung finden sich in den Unteransprüchen.

Gemäß der vorliegenden Erfindung weist ein Verfahren zur Darstellung von funktionellen Aktivitäten im Gehirns eines betrachteten Lebewesens mittels magnetischer Kernspinresonanz die folgenden Schritte auf:

– Erstellung von zeitlich aufeinanderfolgenden Magnetresonanzbildern des Gehirns des mit oder ohne eine äußere Anregung stimulierten Lebewesens unter Variation des Auslenkwinkels und der Echozeit;
– Berechnung eines auf gleiche Pixel der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder bezogenen Rauschanteils für ein jedes Pixel;
– Zerlegung des Rauschanteils eines jeden Pixels in eine erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente und eine zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente;
– Zerlegung der zweiten Rauschkomponente des Rauschanteils eines jeden Pixels in eine dritte, von der Echozeit unabhängige Rauschkomponente und eine vierte, von der Echozeit abhängige Rauschkomponente, dadurch gekennzeichnet, dass auf Basis der so erhaltenen vierten Rauschkomponente (σ_B) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) eine ortsaufgelöste Darstellung dieser vierten Rauschkomponente auf einer Anzeigevorrichtung erfolgt und auf dieser somit die neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens visualisiert werden.

Somit ist es mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens auch ohne Kenntnis des zeitlichen Verlaufs der äußeren Anregung des Lebewesens und ohne Durchführung einer Kreuzkorrelation, eines t-Test oder eines anderen mittels Referenzfunktion arbeitenden statistischen Verfahrens möglich, neuronale Aktivi tätsänderungen im Gehirn eines betrachteten Lebewesens zu detektieren.

Folglich lassen sich mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens auch kognitive Prozesse oder auf statistische Prozesse zurückzuführende Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens detektieren.

Da diese Detektion erfindungsgemäß pro Pixel erfolgt, lassen sich die detektierten Aktivitätsänderungen ortsaufgelöst darstellen. Weil zudem die von dem Auslenkwinkel und der Echozeit unabhängigen Rauschkomponenten nicht zur Detektion der gesuchten Pixel beitragen, kann mit dem erfindungsgemäßen Verfahren eine besonders hohe Sensitivität der Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens erzielt werden.

Der Schritt der Berechnung eines auf gleiche Pixel der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder bezogenen Rauschanteils für ein jedes Pixel kann bevorzugt durch Berechnung der Standardabweichung des Signalverlaufs in den einzelnen erstellten Bildern für ein jedes Pixel erfolgen.

Vorzugsweise erfolgt der Schritt der Zerlegung des Rauschanteils eines jeden Pixels in die erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente und die zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente durch Betrachtung wenigstens zweier unter Verwendung unterschiedlicher Auslenkwinkel erstellter Bilder.

Dem erfindungsgemäßen Verfahren liegt die Tatsache zugrunde, dass die Summe der Quadrate der ersten Rauschkomponente σ_T und der zweiten Rauschkomponente σ_P das Quadrat des gesamten Rauschens σ ergibt: σ² = σ_T ² + σ_P ².

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens weist der Schritt der Zerlegung des Rauschanteils eines jeden Pixels in die erste Rauschkomponente und die zweiten Rauschkomponente dann die folgenden Unterschritte auf:

– Berechnung des Quadrats des Rauschanteils eines jeden Pixels für wenigstens zwei unterschiedliche Auslenkwinkel, wobei die so gewonnenen Werte für das Quadrat des Rauschanteils in einem Diagramm mit dem Quadrat des Rauschanteils in der Abszisse und dem Quadrat der dem Auslenkwinkel entsprechenden Signalintensität des Pixels in der Ordinate eine Gerade definieren, welche die Abszisse bei einem Auslenkwinkel von Null Grad und somit bei einer Signalintensität von Null schneidet;
– Ermittlung des Wertes für das Quadrat des Rauschanteils im Schnittpunkt der Geraden mit der Abszisse, um den Wert für das Quadrat der von dem Auslenkwinkel unabhängigen ersten Rauschkomponente zu erhalten; und
– Ermittlung der jeweiligen Steigung der so definierten Gerade, die multipliziert mit dem Quadrat der jeweiligen Signalintensität den Wert für das Quadrat der zweiten Rauschkomponente liefert.

Dem erfindungsgemäßen Verfahren liegt damit die Tatsache zugrunde, dass die zweite Rauschkomponente σ_P charakterisiert ist durch die Signalintensität s, die durch den Anregungswinkel moduliert werden kann: σP = λ·s,wobei λ eine konstante Steigung ist.

Dabei muss die Ermittlung des Wertes für das Quadrat des Rauschanteils im Schnittpunkt der Geraden mit der Abszisse, um den Wert für das Quadrat der von dem Auslenkwinkel unabhängigen ersten Rauschkomponente zu erhalten, nicht auf graphischem Wege durchgeführt werden, sondern kann bevorzugt auf rechnerischem Wege erfolgen.

Die für jedes Pixel ermittelte Steigung der so definierten Geraden kann als physikalisches Maß für die Verringerung des Signal-Rausch-Verhältnisses des jeweiligen Pixels der Magnetresonanzbilder mit T₂*-Wichtung verwendet werden, da so ein weiterer die jeweiligen Pixel kennzeichnender Faktor gewonnen wird.

Vorzugsweise erfolgt der Schritt der Zerlegung der zweiten Rauschkomponente des Rauschanteils eines jeden Pixels in die dritte, von der Echozeit unabhängige Rauschkomponente und die vierte, von der Echozeit abhängige Rauschkomponente durch Betrachtung wenigstens zweier unter Verwendung unterschiedlicher Echozeiten erstellter Bilder.

Durch Vergleich der beiden unter Verwendung unterschiedlicher Echozeiten erstellten Bilder lassen sich die dritte und die vierte Rauschkomponente des Rauschanteiles besonders leicht bestimmen.

Dem erfindungsgemäßen Verfahren liegt die Tatsache zugrunde, dass die Summe der Quadrate der dritten Rauschkomponente σ_NB und der vierten Rauschkomponente σ_B gleich dem Quadrat der zweiten Rauschkomponente σ_P ist: σ_P ² = σ_NB ² + σ_B ².

Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform kann der Verlauf der dritten Rauschkomponente σ_NB beschrieben werden als σ_NB ~ S₀·exp(–TE·R₂*), wobei R₂* eine in einem gewonnenen Magnetresonanzsignal enthaltene Quer-Relaxationsrate, TE die Echozeit der jeweiligen erstellten Magnetresonanzbilder und S₀ ein Anfangswert für eine Echozeit gleich Null eines mit einer effektiven Relaxationszeit T₂* gewichteten Magnetresonanzsignals ist.

Entsprechend kann der Verlauf der vierten Rauschkomponente σ_B gemäß dieser besonders bevorzugten Ausführungsform beschrieben werden als σ_B ~ S₀·TE·R₂*·exp(–TE·R₂*), wobei R₂* eine in einem gewonnenen Magnetresonanzsignal enthaltene Quer-Relaxationsrate, TE die Echozeit der jeweiligen erstellten Magnetresonanzbilder und S₀ ein Anfangswert für eine Echozeit gleich Null eines mit einer effektiven Relaxationszeit T₂* gewichteten Magnetresonanzsignals ist.

Der Schritt der Zerlegung der zweiten Rauschkomponente des Rauschanteils eines jeden Pixels in die dritte Rauschkomponente und die vierte Rauschkomponente weist dann bevorzugt die folgenden Unterschritte auf:

– Berechnung des Quadrats des Rauschanteils eines jeden Pixels für wenigstens zwei unterschiedliche Auslenkwinkel für wenigstens zwei unterschiedliche Echozeiten, wobei die so für jede Echozeit gewonnenen Werte für das Quadrat des Rauschanteils in einem Diagramm mit dem Quadrat des Rauschanteils in der Abszisse und der zu dem Auslenkwinkel proportionalen Signalintensität in der Ordinate jeweils eine Gerade definieren;
– Ermittlung der jeweiligen Steigung der so definierten Geraden, um das Quadrat der dritten Rauschkomponente zu erhalten und um das Quadrat der vierten Rauschkomponente zu erhalten;
– Herleitung der gemäß den Formeln σ_NB ~ S₀·exp(–TE·R₂*) und σ_B ~ S₀·TE·R₂*·exp(–TE·R₂*) definierten dritten Rauschkomponente σ_NB und vierten Rauschkomponente σ_B, wobei R₂* eine in einem gewonnenen Magnetresonanzsignal enthaltene Quer-Relaxationsrate, TE die Echozeit der jeweiligen erstellten Magnetresonanzbilder (30) und S₀ ein Anfangswert für eine Echozeit (TE) gleich Null eines mit einer effektiven Relaxationszeit T₂* gewichteten Magnetresonanzsignals ist.

Dabei muss die Herleitung der dritten Rauschkomponente und vierten Rauschkomponente durch Anpassung der dritten Rauschkomponente und der vierten Rauschkomponente an die Quadrate der für jede Echozeit erhaltenen Steigung wiederum nicht auf graphischem Wege erfolgen, sondern kann bevorzugt auf rein rechnerischem Wege durchgeführt werden.

Neuronale Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens sind einer weiteren Beurteilung durch einen Fach mann besonders gut zugänglich, wenn der Schritt der Verwendung der vierten Rauschkomponente des Rauschanteils eines jeden Pixels zur Detektion von neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens den Schritt einer ortsaufgelösten Darstellung der vierten Rauschkomponente beinhaltet.

Die Aufgabe wird auch von einem Kernspintomographie-Gerät mit einer Einrichtung zur Darstellung von funktionellen Aktivitätsänderungen eines Gehirns eines betrachteten Lebewesens mittels magnetischer Kernspinresonanz gemäß einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12 gelöst, das

– eine Steuereinheit, die ausgebildet ist, um das Kernspintomographie-Gerät zur Erstellung von zeitlich aufeinanderfolgenden Magnetresonanzbildern des Gehirns des mit oder ohne eine äußere Anregung stimulierten Lebewesens unter Variation des Auslenkwinkels und der Echozeit zu steuern, sowie
– eine Verarbeitungseinrichtung aufweist, wobei die Verarbeitungseinrichtung ausgebildet ist, um einen auf gleiche Pixel der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder bezogenen Rauschanteil für ein jedes Pixel zu berechnen, um den Rauschanteil eines jeden Pixels in eine erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente und eine zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente zu zerlegen, um die zweite Rauschkomponente des Rauschanteils eines jeden Pixels in eine dritte, von der Echozeit unabhängige Rauschkomponente und eine vierte, von der Echozeit abhängige Rauschkomponente zu zerlegen, und um neuronale Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens unter Verwendung der so erhaltenen vierten Rauschkomponente des Rauschanteils eines jeden Pixels zu detektieren.

Um eine Beurteilung der mittels des Kernspintomographie-Gerätes detektierten neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens durch einen Fachmann besonders komfortabel zu gestalten, ist es weiter erfindungsgemäß vorgesehen, dass das Kernspintomographie-Gerät ferner eine Anzeigeeinrichtung aufweist, die ausgebildet ist, um die neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens durch ortsaufgelöste Darstellung der vierten Rauschkomponente zu visualisieren.

Somit kann das erfindungsgemäße Verfahren mittels des erfindungsgemäßen Kernspintomographie-Gerätes durchgeführt werden.

Im Folgenden wird die vorliegende Erfindung anhand von Figuren näher erläutert. Dabei zeigt
1 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Kernspintomographie-Gerätes;
2A, 2B schematisch ein bekanntes Verfahren zur Berechnung eines Signalzeitverlaufes eines Pixels über eine Serie von Magnetresonanzbildern;
3 schematisch den Verlauf des Quadrats des Rauschanteils eines jeweiligen Pixels über den Auslenkwinkel;
4 schematisch den Verlauf der dritten Rauschkomponente eines jeden Pixels über die Echozeit;
5 schematisch den Verlauf der vierten Rauschkomponente eines jeden Pixels über die Echozeit; und
6 schematisch den Verlauf der zweiten Rauschkomponente σ_p über die Echozeit.
Bei einem Diagnoseverfahren wie z.B. der Magnetresonanztomographie erhält man eine bildliche, also ortsaufgelöste Darstellung vom Inneren einer untersuchten Körperregion.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Magnetresonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographie-Gerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem z.B. kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Unterstützung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert, die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Durch Kombination der kartesischen Gradientenfelder können auch lineare Gradientenfelder in beliebiger Raumrichtung erzeugt werden. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und einer oder mehreren HF-Empfangsspulen, möglicherweise bestehend aus einer Anordnung von Komponentenspulen (allgemeine Bezeichnung "Coil Arrays" oder auch "Phased Array Coils"). Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab. Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst. Das Terminal 21 dient weiterhin zur Auswertung von Kernspinbildern.
Gemäß der in 1 gezeigten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Kernspintomographie-Gerätes zur ortsaufgelösten Darstellung von Änderungen der funktionellen Aktivitäten eines Gehirns eines betrachteten Lebewesens mittels magnetischer Kernspinresonanz ist in den vorbeschriebenen Anlagenrechner 20 des Kernspintomographie-Gerätes eine Steuereinheit und eine Verarbeitungseinrichtung integriert.
Eine derartige Integrierung der Steuereinheit und der Verarbeitungseinrichtung in den Anlagenrechner 20 kann sowohl auf der Hardware-, als auch auf der Softwareebene erfolgen.
In 1 sind die Steuereinheit und die Verarbeitungseinrichtung auf der Softwareebene in den Anlagenrechner 20 integriert.
Alternativ können die Steuereinheit und/oder die Verarbeitungseinrichtung jedoch auch als separate Hardwarekomponenten ausgeführt werden.
Die in den Anlagenrechner 20 integrierte Steuereinheit ist ausgebildet, um das Kernspintomographie-Gerät zur Erstellung von zeitlich aufeinanderfolgenden Magnetresonanzbildern 30 des Gehirns des Lebewesens unter Variation des Auslenkwinkels und der Echozeit TE zu steuern.
Dabei wird unter Auslenkwinkel der Winkel verstanden, um den die durch das von dem Grundfeldmagneten 1 erzeugte Grundmagnetfeld ausgerichteten Kernspins im Gehirn des betrachteten Lebewesens durch ein von dem Kernspintomographie-Gerät gepulst eingestrahltes hochfrequentes elektromagnetisches Feld (von dem jedoch nur die magnetische Komponente relevant ist) gegenüber ihrer ausgerichteten Orientierung ausgelenkt werden. Somit ist die Größe des Auslenkwinkels auch ein Maß für die Amplitude des Anregungsimpulses und damit die Signalintensität. Es ist jedoch zu beachten, dass gleichwohl die Signalintensität durch den Anregungswinkel moduliert wird, kein linearer Zusammenhang zwischen der Signalintensität und dem Anregungswinkel besteht.
Unter Echozeit wird das Zeitintervall zwischen dem Anregungsimpuls und dem Zeitpunkt des Signalempfanges verstanden.
Dabei kann das Lebewesen beispielsweise auf akustischem Wege durch eine Stimulationsfunktion angeregt werden.
Eine äußere Anregung des Lebewesens kann jedoch beispielsweise auch auf visuellem Wege durch einen kognitiven Prozess (z.B. Erkennen einer auf einem gezeigten Bild abgebildeten Person) oder in Abhängigkeit von einem statistischen Ereignis erfolgen.
Weiter wird gemäß dieser Ausführungsform in Folge eines Steuerbefehls der Steuereinheit an das Kernspintomographie-Gerät der für die Erstellung von Magnetresonanzbildern verwendete Auslenkwinkel schrittweise zwischen beispielsweise 18°, 42° und 90° verändert, wobei zu jedem Auslenkwinkel jeweils mehrere zeitlich aufeinanderfolgende Magnetresonanzbilder 30 mit unterschiedlicher Echozeit erstellt werden. Die Werte für die Echozeit liegen in diesem Beispiel zwischen 7 ms und 90 ms.
Gemäß einer nicht weiter beschriebenen alternativen Ausführungsform wird bei zeitlich aufeinanderfolgenden Bildern zunächst die Echozeit konstant gehalten und der Auslenkwinkel verändert. Selbstverständlich können der Auslenkwinkel und die Echozeit zwischen zeitlich aufeinanderfolgenden Bildern alternativ jedoch auch gleichzeitig verändert werden.
Wie aus 2 deutlich wird, wird so mittels des erfindungsgemäßen Kernspintomographie-Gerätes unter Variation des Auslenkwinkels und der Echozeit zunächst eine Vielzahl von Magnetresonanzbildern 30 von dem Gehirn des mittels der äußeren Anregung stimulierten Lebewesens erstellt. Diese setzen sich wiederum aus einer Vielzahl von Pixel 31 (Bildpunkten) zusammen.
Da die Magnetresonanzbilder 30 durch das Kernspintomographie-Gerät zeitlich nacheinander aufgenommen werden, enthalten sie zwangsläufig eine Information über den Zeitverlauf des empfangenen Signals.
In 2B ist schematisch ein entsprechender Signalverlauf eines Pixels 31 über die aufeinanderfolgenden Bilder (und damit über die Zeit) dargestellt.
Die ebenfalls in den Anlagenrechner 20 integrierte Verarbeitungseinrichtung des erfindungsgemäßen Kernspintomographie-Gerätes ist ausgebildet, um einen auf gleiche Pixel 31 der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder 30 mit identischem Anre gungswinkel und Echozeit bezogenen Rauschanteil σ für ein jedes Pixel 31 zu berechnen.
Dies erfolgt gemäß der hier dargestellten Ausführungsform für ein jedes Pixel durch Berechnung der Standardabweichung des Signalverlaufs in den einzelnen erstellten Bildern 30 für ein jedes Pixel 31, wie es durch den in 2A gezeigte Pfeil symbolisiert wird.
Nach der Berechnung des auf gleiche Pixel 31 der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder 30 bezogenen Rauschanteils σ für ein jedes Pixel 31 durch die Verarbeitungseinrichtung erfolgt durch die entsprechend ausgebildete Verarbeitungseinrichtung eine Zerlegung des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 in eine erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente σ_T und eine zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente σ_P.
Die von dem Auslenkwinkel unabhängige erste Rauschkomponente σ_T wird auch als "thermisches Rauschen" bezeichnet.
Die zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente σ_P ist auf Schwankungen des grundsätzlichen Gehirnstoffwechsels, des Blutflusses, des Blutvolumens und auf Schwingungen des Gefäßsystems in Folge von Atmung und Herzschlag zurückzuführen, und wird deshalb auch als "physiologisches Rauschen" bezeichnet.
Gemäß der hier beschriebenen Ausführungsform erfolgt die Zerlegung des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 in die erste und zweite Rauschkomponente σ_T, σ_P in der Verarbeitungseinrichtung durch Betrachtung wenigstens zweier unter Verwendung unterschiedlicher Auslenkwinkel erstellter Bilder 30.
Dabei wird durch die Verarbeitungseinrichtung zunächst dass Quadrat des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 für wenigstens die beiden unterschiedlichen Auslenkwinkel berechnet.
Wie in 3 gezeigt, definieren die wenigstens zwei so gewonnenen Werte für das Quadrat des Rauschanteils σ in einem Diagramm mit dem Quadrat des Rauschanteils σ in der Abszisse und dem Quadrat der dem Auslenkwinkel entsprechenden Signalintensität in der Ordinate eine Gerade, welche die Abszisse bei einem Auslenkwinkel von Null Grad schneidet.
Anschließend ermittelt die Verarbeitungseinrichtung den Wert für das Quadrat des Rauschanteils σ im Schnittpunkt der Geraden mit der Abszisse, um so den Wert für das Quadrat der von der Signalintensität und damit von dem Auslenkwinkel unabhängigen ersten Rauschkomponente σ_T zu erhalten.
Weiter ermittelt die Verarbeitungseinrichtung die Steigung λ der Geraden.
Da gemäß dieser bevorzugten Ausführungsform gilt, dass das Quadrat des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 gleich der Summe der Quadrate der ersten Rauschkomponente σ_T und der zweiten Rauschkomponente σ_P ist, kann die Verarbeitungseinrichtung nun durch Subtraktion des ermittelten Wertes für das Quadrat der ersten Rauschkomponente σ_T von dem jeweiligen Wert für das Quadrat des Rauschanteils σ die Werte der Quadrate der von dem Auslenkwinkel abhängigen zweiten Rauschkomponente σ_P für die wenigstens zwei Auslenkwinkel berechnen.
Dabei ist zu beachten, dass die zweite Rauschkomponente σ_P bevorzugt mittels folgender Formel σ_P = λ·s berechnet werden kann, da die Steigung λ der Geraden in der zweiten Rauschkomponente σ_P enthalten ist.
Dies ist in 3 veranschaulicht, wobei die erste und die zweite Rauschkomponente vereinfacht als erste und zweite Komponente bezeichnet sind.
Durch anschließendes Radizieren, das ebenfalls durch die Verarbeitungseinrichtung erfolgen kann, werden die gesuchten Werte für die erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente σ_T und die zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente σ_P erhalten, so dass die erfindungsgemäß gewünschte Zerlegung des Rauschanteils σ vollzogen ist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist die Verarbeitungseinrichtung weiter ausgebildet, um die so gewonnene zweite Rauschkomponente σ_P des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 in eine dritte, von der Echozeit TE unabhängige Rauschkomponente σ_NB und eine vierte, von der Echozeit TE abhängige Rauschkomponente σ_B zu zerlegen.
Die dritte Rauschkomponente σ_NB wird dabei unter anderem durch Hirnpulsation bewirkt, wie sie z.B. durch Herzschlag und Atmung des betrachteten Lebewesens bedingt sind.
Dabei weist die dritte Rauschkomponente σ_NB gemäß dieser bevorzugten Ausführungsform den schematisch in 4 gezeigten und mathematisch als σ_NB ~ S₀·exp(–TE·R₂*) beschriebenen Verlauf auf oder mit der Proportionalitätskonstante c₁ σ_NB = c₁·S₀·exp(–TE·R₂*).
Die vierte Rauschkomponente σ_B spiegelt Signalfluktuationen wieder, die durch eine Fluktuation einer effektiven Relaxationszeit T₂* bedingt sind. Die effektiven Relaxationszeit T₂* ist immer kürzer als eine wahre substanzspezifische Quer-Relaxationszeit T₂ und wird von räumlichen Inhomogenitäten des von dem Grundfeldmagneten 1 erzeugten statischen Grundfeld hervorgerufen.
Die vierte Rauschkomponente σ_B weist in diesem Beispiel den schematisch in 5 gezeigten und mathematisch als σ_B ~ S₀·TE·R₂*·exp(–TE·R₂*) beschriebenen Verlauf auf oder mit der Proportionalitätskonstante σ_B = c₂·S₀·TE·R₂*·exp(–TE·R₂*).
In den mathematischen Ausdrücken für die dritte Rauschkomponente σ_NB und die vierte Rauschkomponente σ_B steht R₂* für eine in einem gewonnenen Magnetresonanzsignal (und damit in einem gewonnenen Magnetresonanzbild) enthaltene Quer-Relaxationsrate, TE für die Echozeit der jeweiligen erstellten Magnetresonanzbilder 30 und S₀ für einen Anfangswert für eine Echozeit gleich Null eines mit der effektiven Relaxationszeit T₂* gewichteten Magnetresonanzsignals. Die Quer-Relaxationsrate R₂* ist dabei die Inverse der effektiven Relaxationszeit
In der hier beschriebenen bevorzugten Ausführungsform ist das Quadrat der zweiten Rauschkomponente σ_P des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 gleich der Summe der Quadrate der dritten Rauschkomponente σ_NB und der vierten Rauschkomponente σ_B.
Die Zerlegung der zweiten Rauschkomponente σ_P des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 in die dritte, von der Echozeit TE unabhängige Rauschkomponente σ_NB und die vierte, von der Echozeit TE abhängige Rauschkomponente σ_B erfolgt hier in der Verarbeitungseinrichtung durch Betrachtung wenigstens zweier unter Verwendung unterschiedlicher Echozeiten TE erstellter Bilder 30.
Dabei wird in der Verarbeitungseinrichtung zunächst (wie vorstehend beschrieben) das Quadrat des Rauschanteils σ für wenigstens zwei unterschiedliche Echozeiten TE berechnet. Die so für die wenigstens zwei Echozeiten TE gewonnenen Werte für die Steigung λ² werden in einem Diagramm mit dem Quadrat der Steigung in der Abszisse und dem Quadrat der Echozeit in der Ordinate jeweils eine Gerade definieren. Dies wurde bereits vorstehend analog für die Bestimmung von σ_P = λ·S in Verbindung mit 3 beschrieben.
Eine Ermittlung des Wertes im Schnittpunkt der Geraden mit der Abszisse (c₁ ²) liefert das Quadrat der dritten Rauschkomponente σ_NB ² = c₁ ²·S², gemäß λ² = c₁ ² + c₂ ²·R₂ ^*2·TE².
Anschließend wird durch die Verarbeitungseinrichtung die Steigung c₂ ²·R₂ ^*2·TE² der so definierten Geraden ermittelt. Die ermittelte Steigung liefert somit das Quadrat der vierten Rauschkomponente σ_B ² = c₂ ²·R₂ ^*2·TE²·S².
Wie in 6 schematisch gezeigt, wird durch die so ermittelten Steigungen λ eine von der Echozeit TE abhängige Funktion aufgestellt. Dabei können die Steigungen λ als physikalisches Maß für die Verringerung des Signal-Rausch-Verhältnisses des jeweiligen Pixels 31 der Magnetresonanzbilder 30 verstanden werden.
Da der prinzipielle Verlauf der dritten Rauschkomponente σ_NB und der vierten Rauschkomponente σ_B gemäß dieser bevorzugten Ausführungsform wie vorstehend erläutert bekannt ist (siehe 4 und 5), kann die Verarbeitungseinrichtung die dritte Rauschkomponente σ_NB und die vierte Rauschkomponente σ_B nun durch Anpassung der dritten Rauschkomponente σ_NB und der vierten Rauschkomponente σ_B an die Quadrate der für jede Echozeit TE erhaltenen Steigungen λ herleiten.
Auch hier gilt, dass die Herleitung der dritten Rauschkomponente σ_NB und der vierten Rauschkomponente σ_B anhand der Quadrate der für jede Echozeit TE erhaltenen Steigungen λ nicht auf geometrischem Wege erfolgen muss, sondern vorzugsweise analytisch durch die Verarbeitungseinrichtung des erfindungsgemäßen Kernspintomographie-Gerätes durchgeführt wird.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist die Verarbeitungseinrichtung des erfindungsgemäßen Kernspintomographie-Gerätes weiter ausgebildet, um die beispielsweise auf eine äußere Anregung zurückzuführende neuronale Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens unter Verwendung der so erhaltenen vierten Rauschkomponente σ_B des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 zu detektieren.
Somit ist es mittels des erfindungsgemäßen Kernspintomographie-Gerätes und des erfindungsgemäßen Verfahrens auch ohne Kenntnis des zeitlichen Verlaufs einer möglicherweise vorhandenen äußeren Anregung des Lebewesens und ohne das Erfordernis einer Durchführung etwa einer Kreuzkorrelation möglich, beispielsweise auf die äußere Anregung zurückzuführende neuronale Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens zu detektieren.
Folglich lassen sich mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens auch auf kognitive Prozesse oder auf von einem statistischen Ereignis abhängende Prozesse zurückzuführende Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens detektieren.
Weil zudem die von dem Auslenkwinkel und der Echozeit unabhängigen Rauschkomponenten gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren nicht zur Detektion der gesuchten Pixel durch das erfindungsgemäße Kernspintomographie-Gerät beitragen, kann eine besonders hohe Sensitivität der Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens erzielt werden.
Um die auf die äußere Anregung zurückzuführenden neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens einer weiteren Beurteilung durch einen Fachmann besonders gut zugänglich zu machen, weist der Bildrechner 17 des in 1 abgebildeten und vorstehend beschriebenen Kernspintomographie-Geräts gemäß dieser bevorzugten Ausführungsform ferner eine Anzeigeeinrichtung auf.
Die Anzeigeeinrichtung ist dabei ausgebildet, um die neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens durch ortsaufgelöste Darstellung der vierten Rauschkomponente σ_B zu visualisieren.
Somit können die durch Verwendung der vierten Rauschkomponente σ_B des Rauschanteils σ eines jeden Pixels 31 detektierten neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens besonders einfach und komfortabel ausgewertet werden.

Claims

Verfahren zur Darstellung von funktionellen Aktivitäten im Gehirn eines betrachteten Lebewesens mittels magnetischer Kernspinresonanz aufweisend die folgenden Schritte: – Erstellung von zeitlich aufeinanderfolgenden Magnetresonanzbildern (30) des Gehirns des mit oder ohne eine äußere Anregung stimulierten Lebewesens unter Variation des Auslenkwinkels und der Echozeit (TE); – Berechnung eines auf gleiche Pixel (31) der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder (30) bezogenen Rauschanteils (σ) für ein jedes Pixel (31); – Zerlegung des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in eine erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente (σ_T) und eine zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente (σ_P); – Zerlegung der zweiten Rauschkomponente (σ_P) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in eine dritte, von der Echozeit (TE) unabhängige Rauschkomponente (σ_NB) und eine vierte, von der Echozeit (TE) abhängige Rauschkomponente (σ_B), dadurch gekennzeichnet, dass auf Basis der so erhaltenen vierten Rauschkomponente (σ_B) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) eine ortsaufgelöste Darstellung dieser vierten Rauschkomponente auf einer Anzeigevorrichtung erfolgt und auf dieser somit die neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens visualisiert werden.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt der Berechnung eines auf gleiche Pixel (31) der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder (30) bezogenen Rauschanteils (σ) für ein jedes Pixel (31) durch Berechnung der Standardabweichung des Signalverlaufs in den einzelnen erstellten Bildern (30) für ein jedes Pixel (31) erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt der Zerlegung des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in die erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente (σ_T) und die zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente durch Betrachtung wenigstens zweier unter Verwendung unterschiedlicher Auslenkwinkel erstellter Bilder (30) erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Quadrat des Rauschanteils σ eines jeden Pixels (31) gleich der Summe der Quadrate der ersten Rauschkomponente σ_T und der zweiten Rauschkomponente σ_P ist: σ² = σ_T ² + σ_P ².
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt der Zerlegung des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in die erste Rauschkomponente (σ_T) und die zweite Rauschkomponente (σ_P) die folgenden Unterschritte aufweist: – Berechnung des Quadrats des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) für wenigstens zwei unterschiedliche Auslenkwinkel, wobei die so gewonnenen Werte für das Quadrat des Rauschanteils (σ) in einem Diagramm mit dem Quadrat des Rauschanteils (σ) in der Abszisse und dem Quadrat der dem Auslenkwinkel entsprechenden Signalintensität des Pixels in der Ordinate eine Gerade definieren, welche die Abszisse bei einem Auslenkwinkel von Null Grad und damit bei einer Signalintensität von Null schneidet; – Ermittlung des Wertes für das Quadrat des Rauschanteils (σ) im Schnittpunkt der Geraden mit der Abszisse, um den Wert für das Quadrat der von dem Auslenkwinkel unabhängigen ersten Rauschkomponente (σ_T) zu erhalten; und – Ermittlung der jeweiligen Steigung (λ) der so definierten Gerade, die multipliziert mit dem Quadrat der jeweiligen Signalintensität den Wert für das Quadrat der zweiten Rauschkomponente (σ_P) liefert.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass für jedes Pixel (31) eine Steigung (λ) der so definierten Geraden ermittelt und als physikalisches Maß für die Verringerung des Signal-Rausch-Verhältnisses des jeweiligen Pixels (31) der Magnetresonanzbilder (30) verwendet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt der Zerlegung der zweiten Rauschkomponente (σ_P) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in die dritte, von der Echozeit (TE) unabhängige Rauschkomponente (σ_NB) und die vierte, von der Echozeit (TE) abhängige Rauschkomponente (σ_B) durch Betrachtung wenigstens zweier unter Verwendung unterschiedlicher Echozeiten (TE) erstellter Bilder (30) erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass das Quadrat der zweiten Rauschkomponente (σ_P) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) gleich der Summe der Quadrate der dritten Rauschkomponente σ_NB und der vierten Rauschkomponente σ_B ist: σ_P ² = σ_NB ² + σ_B ².
Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Verlauf der dritten Rauschkomponente σ_NB beschrieben werden kann als σ_NB ~ S₀·exp(–TE·R₂*), wobei R₂* eine in einem gewonnenen Magnetresonanzsignal enthaltene Quer-Relaxationsrate, TE die Echozeit der jeweiligen erstellten Magnetresonanzbilder (30) und S₀ ein Anfangswert für eine Echozeit gleich Null eines mit einer effektiven Relaxationszeit T₂* gewichteten Magnetresonanzsignals ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Verlauf der vierten Rauschkomponente σ_B beschrieben werden kann als σ_B ~ S₀·TE·R₂*·exp(–TE·R₂*), wobei R₂* eine in einem gewonnenen Magnetresonanzsignal enthaltene Quer-Relaxationsrate, TE die Echozeit der jeweiligen erstellten Magnetresonanzbilder (30) und S₀ ein Anfangswert für eine Echozeit gleich Null eines mit einer effektiven Relaxationszeit T₂* gewichteten Magnetresonanzsignals ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Schritt der Zerlegung der zweiten Rauschkomponente (σ_P) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in die dritte Rauschkomponente (σ_NB) und die vierte Rauschkomponente (σ_B) die folgenden Unterschritte aufweist: – Berechnung des Quadrats des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) für wenigstens zwei unterschiedliche Auslenkwinkel für wenigstens zwei unterschiedliche Echozeiten (TE), wobei die so für jede Echozeit (TE) gewonnenen Werte für das Quadrat des Rauschanteils (σ) in einem Diagramm mit dem Quadrat des Rauschanteils (σ) in der Abszisse und dem Quadrat der zu dem Auslenkwinkel proportionalen Signalintensität in der Ordinate jeweils eine Gerade definieren; – Ermittlung der jeweiligen Steigung (λ²) der so definierten Geraden um das Quadrat der dritten (σ_NB ²) und der vierten Rauschkomponente (σ_B ²) zu erhalten; – Herleitung der gemäß den Formeln σ_NB ~ S₀·exp(–TE·R₂*) und σ_B ~ S₀·TE·R₂*·exp(–TE·R₂*) definierten dritten Rauschkomponente σ_NB und vierten Rauschkomponente σ_B, wobei R₂* eine in einem gewonnenen Magnetresonanzsignal enthaltene Quer-Relaxationsrate, TE die Echozeit der jeweiligen erstellten Magnetresonanzbilder (30) und S₀ ein Anfangswert für eine Echozeit (TE) gleich Null eines mit einer effektiven Relaxationszeit T₂* gewichteten Magnetresonanzsignals ist.
Kernspintomographie-Gerät mit einer Einrichtung zur Darstellung von funktionellen Aktivitätsänderungen im Gehirn eines betrachteten Lebewesens mittels magnetischer Kernspinresonanz gemäß einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, aufweisend – eine Steuereinheit, die ausgebildet ist, um das Kernspintomographie-Gerät zur Erstellung von zeitlich aufeinanderfolgenden Magnetresonanzbildern (30) des Gehirns des mit oder ohne eine äußere Anregung stimulierten Lebewesens unter Variation des Auslenkwinkels und der Echozeit (TE) zu steuern, sowie – eine Verarbeitungseinrichtung, die ausgebildet ist, um einen auf gleiche Pixel (31) der zeitlich aufeinanderfolgenden Bilder (30) bezogenen Rauschanteil (σ) für ein jedes Pixel (31) zu berechnen, um den Rauschanteil (σ) eines jeden Pixels (31) in eine erste, von dem Auslenkwinkel unabhängige Rauschkomponente (σ_T) und eine zweite, von dem Auslenkwinkel abhängige Rauschkomponente (σ_P) zu zerlegen, um die zweite Rauschkomponente (σ_P) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) in eine dritte, von der Echozeit (TE) unabhängige Rauschkomponente (σ_NB) und eine vierte, von der Echozeit (TE) abhängige Rauschkomponente (σ_B) zu zerlegen, und um neuronale Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens unter Verwendung der so erhaltenen vierten Rauschkomponente (σ_B) des Rauschanteils (σ) eines jeden Pixels (31) zu detektieren, und eine Anzeigeeinrichtung, die ausgebildet ist, um die neuronalen Aktivitätsänderungen im Gehirn des betrachteten Lebewesens durch ortsaufgelöste Darstellung der vierten Rauschkomponente (σ_B) zu visualisieren.