DE19846869A1

DE19846869A1 - Meßvorrichtung, Kernresonanztomograph, Meßverfahren und Bildgebungsverfahren

Info

Publication number: DE19846869A1
Application number: DE1998146869
Authority: DE
Inventors: Stefan Posse
Original assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Current assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Priority date: 1998-10-12
Filing date: 1998-10-12
Publication date: 2000-04-20
Also published as: WO2000022450A1; JP2002527169A

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Meßvorrichtung mit wenigstens einem Erfassungsmittel für die Aufnahme von Meßsignalen, mit einem Transformationsmittel zum Transformieren der Meßsignale in digitale Meßdaten. Erfindungsgemäß zeichnet sich die Meßvorrichtung dadurch aus, daß das Erfassungsmittel und/oder das Transformationsmittel so gestaltet ist, daß es zu verschiedenen Zeiten und/oder an verschiedenen Orten Meßsignale mit einer unterschiedlichen Auflösung erfaßt und/oder unterschiedlich transformiert.

Description

Die Erfindung betrifft eine Meßvorrichtung mit wenigstens einem Erfassungsmittel für die Aufnahme von Meßsignalen und mit einem Transformationsmittel zum Transformieren der Meßsignale in digitale Meßdaten.

Die Erfindung bezieht sich insbesondere auf Meßvorrichtungen, mit denen sich ein Bildgebungsverfahren durchführen läßt. Bei einem Bildgebungsverfahren handelt es sich um ein Verfahren, bei dem aus Meßsignalen wenigstens ein Bild erzeugt wird. Bei dem Bildgebungsverfahren werden üblicherweise aufgenommene Rohdaten durch eine geeignete Transformation, insbesondere eine zwei- oder dreidimensionale Fourier-Transformation, in eine gewünschte Bildinformation umgewandelt.

Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren, bei dem Meßsignale erfaßt und in digitale Meßdaten transformiert werden und ein Bildgebungsverfahren. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf einen Kernresonanztomographen.

Die Kernresonanzspektroskopie (Nuclear Magnetic Resonance - NMR) wird dazu eingesetzt, eine spektroskopische Information über eine Substanz zu erhalten. Eine Kombination der kernmagnetischen Resonanzspektroskopie mit Techniken der Kernresonanz-Bildgebung(Magnetic Resonance Imaging - MRI)- Technik ergibt ein räumliches Bild der chemischen Zusammensetzung der Substanz.

Insbesondere in der medizinischen Forschung besteht ein Bedürfnis, Informationen über die Gehirnaktivität oder im weiteren Sinne Informationen über Blutfluß oder Deoxyhämoglobinkonzentrationsänderungen in menschlichen und tierischen Organen zu erlangen. Die neuronale Aktivierung äußert sich in einer Zunahme des Blutflusses in aktivierten Gehirnarealen, wobei es zu einer Abnahme der Blut- Deoxyhämoglobinkonzentration kommt. Deoxyhämoglobin (DOH) ist ein paramagnetischer Stoff, welcher die Magnetfeldhomogenität verringert und damit die T₂*-Signalrelaxation beschleunigt. Angeregt werden in erster Linie die Protonen des Wasserstoffes im Wasser.

Eine Lokalisation von Gehirnaktivität wird ermöglicht, indem eine Untersuchung mit funktionalen Bildgebungsmethoden angewendet wird, welche die Änderung der NMR-Signalrelaxation mit einer Zeitverzögerung (Echozeit) messen. Dies wird auch als suszeptibilitätsempfindliche Messung bezeichnet. Der biologische Wirkmechanismus ist in der Literatur unter dem Namen BOLD-Effekt (Blood Oxygen Level Dependent-Effekt) bekannt und führt bei suszeptibilitätsempfindlichen magnetischen Resonanzmessungen bei einer Feldstärke eines statischen Magnetfeldes von zum Beispiel 1,5 Tesla bis zu ca. 10%igen Bildhelligkeitsmodulationen in aktivierten Hirnregionen. Anstelle des mit dem endogenen Kontrastmittel DOH detektierten Wirkmechanismus können auch andere Wirkmechanismen treten, die mittels exogener Kontrastmittel Suszeptibilitätsänderungen hervorrufen.

Eine schnelle Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI) und Magnetresonanzspektroskopie (Magnetic Resonance Spectroscopy - MRS) machen es möglich, den BOLD- Effekt in vivo in Abhängigkeit von Aktivierungszuständen des Gehirns zu untersuchen, siehe: S. Posse et. al.: Functional Magnetic Resonance Studies of Brain Activation; Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol. 1, No 1, 1996; S. 76-88.

Durch NMR-Bildgebungsmethoden werden Schichten oder Volumina selektiert, die unter dem geeigneten Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und dem Anlegen von magnetischen Gradientenfeldern ein Meßsignal liefern, welches digitalisiert und in einem zwei- oder dreidimensionalen Feld im Meßcomputer gespeichert wird.

Aus den aufgenommenen Rohdaten wird durch eine zwei- oder dreidimensionale Fourier-Transformation die gewünschte Bildinformation in Pixeln, beziehungsweise Voxeln, gewonnen (rekonstruiert). Ein rekonstruiertes Schichtbild besteht aus Pixeln (= picture element Bildelement), ein Volumendatensatz aus Voxeln (= volume element = Volumenelement). Ein Pixel ist ein zweidimensionales Bildelement, beispielsweise ein Quadrat.

Das Bild ist aus den Pixeln zusammengesetzt. Ein Voxel ist ein dreidimensionales Volumenelement, beispielsweise ein Quader, der - meßtechnisch bedingt - keine scharfen Grenzen aufweist. Die Abmessungen eines Pixels liegen üblicherweise in der Größenordnung von 1 nm², die eines Voxels in der Größenordnung von 1 nm³. Die Geometrien und Ausdehnungen können variabel sein.

Durch Vergleich des mittels funktionaler Bildgebung gemessenen Signalverlaufs in jedem Pixel mit dem zeitlichen Verlauf einer Modellfunktion, kann eine stimulus-spezifische neuronale Aktivierung detektiert und räumlich lokalisiert werden. Ein Stimulus kann zum Beispiel ein somatosensorischer, akustischer, visueller oder olfaktorischer Reiz sowie eine mentale oder motorische Aufgabe sein. Die Modellfunktion, beziehungsweise die Modell- Zeitreihe, beschreibt die erwartete Signaländerung des magnetischen Resonanzsignals infolge neuronaler Aktivierung. Diese können zum Beispiel mittels empirischer Regeln aus dem Paradigma des jeweiligem Experimentes abgeleitet werden.

Wesentlich ist, eine zeitliche Verzögerung der Modellfunktion gegenüber dem Paradigma zu berücksichtigen (träge Reaktion des Blutflusses auf neuronale Aktivierung).

Es ist bereits bekannt, wie Gehirnaktivierung durch Aktivierungsbilder dargestellt werden kann, die aus kernspintomographischen Daten gewonnen wurden. Die Berechnung und Wiedergabe der Aktivierungsbilder ist sogar in Echtzeit möglich, das heißt, ein Datensatz kann in ein Bild umgesetzt werden, bevor der nächste Datensatz gemessen wird. Der zeitliche Abstand beträgt dabei typischerweise 1 bis 3 Sekunden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine gattungsgemäße Meßvorrichtung so auszugestalten, daß sie sich zur Erfassung von verschiedenen Meßsignalen mit einer möglichst hohen Auflösung eignet.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, daß das Erfassungsmittel und/oder das Transformationsmittel so gestaltet ist, daß es zu verschiedenen Zeiten und/oder an verschiedenen Orten Meßsignale mit einer unterschiedlichen Auflösung erfaßt und/oder unterschiedlich transformiert.

Eine besonders wirksame Auswahl der Meßdaten läßt sich dadurch erzielen, daß die Meßvorrichtung so ausgestaltet ist, daß sie mindestens eine Steuereinheit zur Steuerung des Erfassungsmittels und/oder des Transformationsmittels enthält.

Bei der Steuereinheit kann es sich beispielsweise um einen Computer oder um ein Bestandteil eines Computers handeln. Der Begriff "Computer" ist in keiner Weise einschränkend zu verstehen. Es kann sich hierbei um eine beliebige zur Durchführung von Berechnungen geeignete Einheit handeln, beispielsweise eine Workstation, einen Personalcomputer, einen Mikrocomputer oder eine zur Durchführung von Berechnungen geeignete Schaltung.

Eine besonders vorteilhafte Ausführungsform der Meßvorrichtung zeichnet sich dadurch aus, daß sie mindestens eine Speichereinheit aufweist, wobei die Speichereinheit Informationen zur veränderlichen Transformation der Meßsignale in die Meßdaten enthält.

Der Begriff "Speichereinheit" ist in einer allgemeinen Bedeutung gemeint. Es kommt nicht auf die Ausführungsform der Speichereinheit an, da es lediglich erforderlich ist, Werte zu speichern. Beispielsweise weist die Speichereinheit geeignete Speicherzellen auf, wie sie vorzugsweise aus der Halbleitertechnologie als statische, dynamische oder nichtflüchtige Speicher bekannt sind.

Gegenstand der Erfindung ist ferner, ein gattungsgemäßes Verfahren so durchzuführen, daß zu verschiedenen Zeiten und/oder an verschiedenen Orten Meßsignale mit einer unterschiedlichen Auflösung erfaßt werden und/oder unterschiedlich transformiert werden.

Es ist besonders vorteilhaft, das Verfahren so durchzuführen, daß die Meßsignale in einem Ausmaß, das mindestens einem Modell entspricht, unterschiedlich erfaßt und/oder unterschiedlich transformiert werden.

Das Modell beschreibt einen tatsächlichen Verlauf der Meßsignale oder einen erwarteten Verlauf der Meßsignale oder eine Kombination aus einem erwarteten Verlauf der Meßsignale und einem tatsächlichen Verlauf der Meßsignale.

Beispielsweise handelt es sich um eine Modellfunktion, die einem Meßsignal ein Ausmaß zuordnet, in dem es in die Meßdaten transformiert wird. Eine direkte Berechnung des Ausmaßes ist jedoch nicht erforderlich, da es auch auf eine geeignete Weise approximiert oder durch eine, besonders vorteilhaften Werten entsprechende Tabelle ersetzt werden kann.

Das Modell gibt beispielsweise das Ausmaß an, in dem die Meßsignale gespeichert und/oder in die digitalen Meßdaten umgewandelt werden.

Es ist gleichfalls zweckmäßig, daß das Modell die Auflösung bestimmt, mit denen die Meßsignale erfaßt werden.

Eine zweckmäßige Ausführungsform des Verfahrens zeichnet sich dadurch aus, daß das Modell vor der Messung festgelegt wird.

Eine andere, gleichfalls vorteilhafte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens zeichnet sich dadurch aus, daß das Modell während der Messung verändert wird.

Eine weitere Verbesserung der Meßempfindlichkeit läßt sich dadurch erzielen, daß das Modell ausgehend von einem vorher festgelegten Startmodell verändert wird.

Dies erfolgt beispielsweise dadurch, daß die Auflösung, mit der Signale erfaßt und/oder umgewandelt werden, zeitlich und/oder örtlich variiert.

Besonders vorteilhaft ist es, eine Kompression dir Meßsignale und/oder der Meßdaten durchzuführen. Der Kompressionsfaktor kann über die Messung variieren. Eine derartige Variation ist insbesondere bei Meßreihen zweckmäßig, bei denen Aktivierungen und Ruhezeiten abwechseln. Für die Ruhezeiten kann ein höherer Kompressionsfaktor gewählt werden.

Besonders zweckmäßige Einsatzgebiete der Erfindung sind nachfolgend dargestellt. Sie beziehen sich insbesondere auf eine Meßvorrichtung, die in einem Bildgebungsverfahren eingesetzt wird.

Mit Hilfe der Meßvorrichtung werden rekonstruierte Schichtbilder oder Volumendatensätze aus den Meßsignalen von wenigstens einer Probe ermittelt.

Bei dem Bildgebungsverfahren handelt es sich beispielsweise um ein spektroskopisches Bildgebungsverfahren, insbesondere um kernmagnetische Resonanzspektroskopie. Ein Einsatz des Bildgebungsverfahrens in anderen Gebieten, beispielsweise zur graphischen Darstellung von Ultraschalluntersuchungen, ist jedoch gleichfalls möglich. Da derartige Untersuchungen in der Regel in vivo erfolgen, ist es zweckmäßig, daß das Bildgebungsverfahren für eine Durchführung in der realen Meßzeit, das heißt in Echtzeit, geeignet ist.

Insbesondere wird eine schnelle spektroskopische Bildgebungsmethode realisiert, die Änderungen der NMR- Signalrelaxation ermittelt.

Bei der spektroskopischen Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um eine spektroskopische Echo-Planar- Bildgebungsmethode. Eine räumliche Kodierung erfolgt in einem möglichst kurzen Zeitraum, welcher während eines Signalabfalls mehrfach wiederholt wird und üblicherweise 10 bis 100 ms beträgt. Durch die mehrfache Wiederholung der Echo-Planar-Kodierung während eines Signalabfalls wird ein Verlauf des Signalabfalls in der Abfolge von rekonstruierten Einzelbildern dargestellt.

Die Anzahl der Bilder, welche während des Signalabfalls kodiert werden, ist abhängig von der Relaxationszeit und der Kodierungszeit Δt für ein Einzelbild.

Um Änderungen der Relaxation mit höchstmöglicher Empfindlichkeit zu detektieren, wurde ein Kriterium für eine optimale Wahl des Meßzeitfensters in Abhängigkeit von der Relaxationszeitkonstanten, von der Kodierungszeit für ein Einzelbild und von der Art der Datennachverarbeitung gefunden.

Das Kriterium besteht in der Betrachtung eines Unterschiedssignals zwischen verschiedenen Relaxationszuständen.

Das Unterschiedssignal hat ein zeitliches Maximum, welches bei kleinen Relaxationsänderungen nahe der mittleren Relaxationszeit liegt.

Bevorzugte Auswertemethoden, weitere Vorteile, Besonderheiten und zweckmäßige Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Darstellung bevorzugter Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand von Beispielsrechnungen und Zeichnungen.

Von den Zeichnungen zeigt:

Fig. 1 ein experimentelles Unterschiedssignal einer funktionalen Relaxationszeitänderung in einem ausgewählten Bildelement in Abhängigkeit von der Meßzeit nach einer Signalanregung,

Fig. 2 eine relative, skalierte Erhöhung des Kontrast- Rausch-Verhältnisses CNR_N gegenüber dem Kontrast- Rausch-Verhältnis CNR₁ einer Einzelmessung für verschiedene Auswertemethoden in Abhängigkeit von den Messungen,

Fig. 3 in einem ersten Teilbild A eine Detektion von Hirnaktivierung in vier Schritten mittels einer konventionellen Bildgebungsmethode und in Teilbild B eine Detektion von Hirnaktivierung mit Hilfe eines erfindungsgemäßen Verfahrens.

Die bevorzugten Ausgestaltungen der Erfindung sehen insbesondere vor, ein Unterschiedssignal zu verschiedenen Zeitpunkten zu detektieren. Diese Zeitpunkte liegen innerhalb eines Zeitintervalls t_i.

Insbesondere handelt es sich um ein Unterschiedssignal zwischen einer Relaxationskurve in einem angeregten Zustand und einer Relaxationskurve in einem Grundzustand.

Beispielhaft ist ein Unterschiedssignal (vertikale Achse) zwischen einer funktionalen Relaxationszeitänderung (fMRI- Signal) im menschlichen Gehirn in einem ausgewählten Bildelement im visuellen Kortex während einer visuellen Stimulation mit einem oszillierenden Licht in Abhängigkeit von der Meßzeit nach Signalanregung (horizontale Achse) gemessen mittels schneller spektroskopischer Bildgebung in Fig. 1 dargestellt.

Hierbei handelt es sich um einen besonders einfachen Fall, bei dem das Unterschiedssignal durch ein Differenzsignal aus einem Relaxationssignal während einer Aktivierung und einem Relaxationssignal während eines Ruhezustands gebildet wird. Der Begriff "Unterschiedssignal" ist jedoch in keiner Weise auf Differenzsignale beschränkt, sondern beinhaltet ebenso wie der Begriff "Unterschiedsfunktion" alle Fälle, in denen Unterschiede zwischen Meßkurven erfaßt oder ausgewertet werden.

Die Messung erfolgt zunächst mit einem zeitlichen Abstand der Meßpunkte von etwa 10 bis 100, beispielsweise 18 Millisekunden. Die fMRI-Signale werden durch kernspintomographische Untersuchungen des Gehirns von Versuchspersonen ermittelt. In unmittelbarer Nähe des Gesichts der Versuchspersonen wird eine Lichtquelle, insbesondere eine Matrix von Lumineszenzdioden (Light Emitting Diode LED), positioniert und zu Signalblitzen angeregt. Die Anregungsfrequenz liegt vorzugsweise bei etwa 8 Hz. Ein Einwirken der Signalblitze erfolgt über hin mit einem Trägersignal eines Scanners synchronisiertes Zeitintervall von mehreren Sekunden, beispielsweise 5 Sekunden, an das sich ein etwa gleich langes Ruheintervall anschließt. Bei dem Scanner handelt es sich um einen Vision 1,5 Tesla Ganzkörperscanner der Siemens Medical Systems, Erlangen, in Standardausrüstung mit einem Magnetfeldgradienten von 25 mT/m. Ein derartiger Scanner ist in der Lage, Gradientenfelder innerhalb von etwa 150 µs umzuschalten.

Bei der Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um eine Echo-Planar-Bildgebungsmethode, beispielsweise eine konventionelle Echo-Planar-Methode - EPI (Echo-Planar- Imaging).

Diese beinhaltet beispielsweise eine wiederholte Anwendung einer zweidimensionalen Echo-Planar-Bildkodierung. Eine räumliche Kodierung erfolgt in einem möglichst kurzen Zeitraum, welcher während eines Signalabfalls mehrfach wiederholt wird und vorzugsweise 20 bis 100 ms beträgt. Durch die mehrfache Wiederholung der Echo-Planar-Kodierung während eines Signalabfalls wird ein Verlauf des Signalabfalls in der Abfolge von rekonstruierten Einzelbildern dargestellt. Eine derartige, gleichfalls vorteilhafte Implementierung der erfindungsgemäßen Methode erfolgt vorzugsweise mit PEPSI (Proton-Echo-Planar-Spectroscopic-Imaging).

Bei einer zweckmäßigen Durchführungsform des Verfahrens wird die Auflösung an die Stärke der Relaxationssignale angepaßt. Bei dem Vorliegen von mehreren, ähnlichen Signalen, deren Differenzsignal untersucht werden soll, ist es jedoch noch vorteilhafter, die Auflösung an die Differenzfunktion anzupassen. Der funktionale Zusammenhang zwischen der Auflösung und der Differenzfunktion wird dabei vorzugsweise so gewählt, daß bei einem größeren Signal der Wert für die Auflösung höher ist.

Unter der Annahme eines exponentiellen Abfalls der Relaxationskurven ergibt sich für das in Fig. 1 dargestellte Unterschiedssignal ΔS(t):

ΔS(t) = S₀(e^-t/T₂*(a) - e^-t/T₂*(b)) (1)

wobei T₂*(a) und T₂*(b) Relaxationszeitkonstanten in einem aktivierten Zustand (a) und in einem Grundzustand (Baseline State - b) sind und wobei S₀ eine Ausgangssignalintensität bezeichnet.

Unter den Annahme einer geringen Änderung der Relaxationszeit ΔT₂* ist die Signaldifferenz ΔS(t):

wobei T₂* die Relaxationszeit im Basiszustand bezeichnet.

Es entsteht eine im wesentlichen glockenförmige Kurve, die ein Maximum bei t = T₂* hat. Bei einer bevorzugten Meßfeldstärke von ungefähr 1,5 Tesla nimmt t einen typischen Wert von ungefähr 70 ms ein.

Das Maximum beträgt:

Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung sieht vor, davon auszugehen, daß es sich bei Rauscheffekten um ein sogenanntes weißes, thermisches Rauschen mit einem nahe Null liegenden Mittelwert und einer Standardabweichung σ handelt.

Durch geeignete Durchführungsformen des Auswerteverfahrens wird gegenüber einer Einzelpunktmessung ein erhöhtes Signal- Rausch-Verhältnis erzielt. Während bei einer Einzelmessung das Kontrast-Rausch-Verhältnis (Contrast Noise Ratio CNR) der Formel

entspricht, kann bei den hier dargestellten Durchführungsformen des Auswerteverfahrens ein erhöhtes Kontrast-Rausch-Verhältnis erzielt werden.

Eine erste Ausführungsform eines bevorzugten Auswerteverfahrens sieht vor, für N Zeitpunkte den gemessenen Effekt zu summieren und ein Durchschnittssignal zu bilden. Das Durchschnittssignal ergibt ein gutes Maß für S₀T₂*. Unter der Annahme von äquidistanten Meßintervallen Δt für jede einzelne Meßwertaufnahme und gleiche Rauschstärke in jedem Punkt gilt für das aufsummierte Signal (t = i X Δt):

wobei die Ungleichungen Δt«T₂* (6) und N»1 (7) benutzt werden.

Eine vergleichsweise geringe Änderung in T₂, wie sie beispielsweise bei einer Blutoxidation (BOLD-Effekt/Blood Oxygen Level Dependent-Effekt) auftritt, äußert sich in dem nachfolgend wiedergegebenen Kontrast C:

wobei x wie folgt definiert wird:

Die Rauscheffekte in dem aufsummierten Signal nach Formel 8 haben die Standardabweichung:

√2Nσ (10)

Das Kontrast-Rausch-Verhältnis ergibt sich wie folgt:

Wie sich beispielsweise aus Fig. 2 ergibt, hat das Kontrast- Rausch-Verhältnis bei x = 3.2 ein Maximum. In Fig. 2 ist das Kontrast-Rausch-Verhältnis CNR in Abhängigkeit von der Länge der Meßzeit nach Signalanregung T_max, der Relaxationsrate R2 = 1/T₂* und einer Kodierzeit Δt für verschiedene Datenauswertungsverfahren: Summierung der Einzelmessungen (Summation), exponentiell gewichtete Summation (Exponentially Weighted Summation), optimal gewichtete Summierung (Weighted Summation, Weighted Filter) sowie für eine Kurvenanpassung (Fitting) dargestellt.

Ein maximales Kontrast-Rausch-Verhältnis läßt dich erzielen, wenn die Messungen bis zu der Zeit

T_max = NΔt = 3.2 T₂* (12)

durchgeführt werden.

Für ein entsprechend gewähltes N ist das Kontrast-Rausch- Verhältnis maximal und beträgt gemäß der Formel:

maximal 0,46.

Zu einer weiteren Erhöhung des Kontrast-Rausch-Verhältnisses ist es zweckmäßig, eine gewichtete Summation des Signals gemäß Gleichung 14 vorzunehmen.

Vorzugsweise wird in Formel 14 ein Wichtungsfaktor w(t_N) gemäß Formel 15 eingesetzt.

w(t_n) = R2t_n.e^-R2.t_n (15)

Hierbei geht in den Wichtungsfaktor w(t_N) eine erwartete Relaxationsrate in einer zu untersuchenden Probe ein. Dabei handelt es sich vorzugsweise um die mittlere Relaxationsrate in der untersuchten Probe.

Für das Kontrast-Rausch-Verhältnis ergibt sich die nachfolgende Formel:

Bei dieser Variante des Auswerteverfahrens nimmt die Erhöhung des Signal-Rausch-Verhältnisses bei der Mehrpunktmessung einen besonders hohen Wert von 1,4 ein. Die Meßzeit beträgt wiederum vorzugsweise 3.2 T₂*. Durch eine derartige gewichtete Summation ist es somit möglich, ein noch besseres Resultat für das Kontrastverhältnis zu erzielen als bei einer konventionellen Summation.

Bereits in dem einfachen Fall, daß innerhalb der in Fig. 1 dargestellten Glockenkurve die Auflösung um einen Faktor 2 höher ist als in anderen Zeitbereichen, wird eine Erniedrigung des Rauschens um den Faktor 1/√2 festgestellt.

Eine weitere Variante des Auswerteverfahrens besteht darin, daß eine Anpassungsprozedur (Fit-Verfahren) durch Anpassung der Relaxationskurve an exponentiell abfallende Kurven vorgenommen wird.

Nachfolgend wird die Vorteilhaftigkeit der erfindungsgemäßen Auswertemethode anhand einer Betrachtung zur Theorie der Rauscheffekte und anhand von Experimenten dargestellt.

Das Gesamtsignal S_r(t_n) ergibt sich wie folgt:

S_r(t_n) = S₀e^-R2.t_n + g_r(t_n) + h_r(t_n) (17)

Hierbei bezeichnet s₀e^-R2.t_n das reine Signal, g_r(t_n) ein weißes Rauschen und h_r(t_n) einen Einfluß von physiologischen Störsignalen der zu untersuchenden Probe, wobei es sich vorzugsweise um Signale mit einer niedrigen Frequenz handelt.

Der Index r nimmt dabei Werte von 1 bis NR an und bedeutet die Anzahl der Wiederholungen der Relaxationsmessungen; der Index n nimmt Werte von 1 bis N an und zählt die Anzahl der Echosignale während einer Relaxationsmessung.

Um aus diesem gemessenen Signal eine Änderung der Relaxation in Abhängigkeit von einer Gehirnaktivierung zu extrahieren, sind verschiedene, anhand der nachfolgenden Formeln erläuterte, Ansätze möglich:

Bei einer Summation über die Echosignale ergibt sich

während sich bei einer gewichteten Summation die Formel

ergibt, wobei gilt

w(t_n) = R2t_n.e^-R2.t_n (20)

Ein weiteres Verfahren ist ein Fit-Verfahren, wie es anhand der nachfolgenden Formel dargestellt ist:

Wie bei den allgemeinen Überlegungen kann auch hier davon ausgegangen werden, daß der Mittelwert des weißen Rauschens gleich Null ist oder nahe Null liegt. Das Kontrast-Rausch- Verhältnis (Contrast-to-Noise Ratio-CNR) ergibt sich aus ΔS dividiert durch das Gesamtrauschen. Im Anschluß erfolgt eine Ermittlung des Unterschiedswertes für mindestens zwei Messungen.

Gemäß einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird für jedes einzelne Echosignal eine Korrelationsanalyse über mehrere, zeitlich nacheinander erfolgende, Relaxationsmessungen durchgeführt. Die Korrelationsanalyse erfolgt auf bekannte Weise, wobei eine Durchführung gemäß des Artikels von Peter A. Vandettini et al. in: Magnetic Resonance in Medecine, Bd. 30, S. 161-173, 1993, auf den vollinhaltlich Bezug genommen wird, besonders zweckmäßig ist.

Der Erwartungswert für den Korrelationskoeffizienten (correlation coefficient c.c.) beträgt

Der Korrelationskoeffizient c.c. weist eine Standardabweichung

auf.

Daran anschließend erfolgt eine Kombination der Korrelationskoeffizienten, beispielsweise durch eine Mittelung.

Eine experimentelle Überprüfung des erfindungsgemäßen Auswerteverfahrens erfolgte anhand von kernspintomographischen Untersuchungen des Gehirns von Versuchspersonen. In unmittelbarer Nähe des Gesichts der Versuchspersonen wurde eine Lichtquelle, insbesondere eine Matrix von Lumineszenzdioden (Light Emitting Diode LED) positioniert und zu Signalblitzen angeregt. Die Anregungsfrequenz liegt bei 8 Hz. Ein Einwirken der Signalblitze erfolgt über ein mit einem Trägersignal eines Scanners synchronisiertes Zeitintervall von mehreren Sekunden, beispielsweise 5 Sekunden, an das sich ein etwa gleich langes Ruheintervall anschließt. Bei dem Scanner handelt es sich um einen Vision 1,5 Tesla Ganzkörperscanner der Siemens Medical Systems, Erlangen, in Standardausrüstung mit einem Magnetfeldgradienten von 25 mT/m. Ein derartiger Scanner ist in der Lage, Gradientenfelder innerhalb von etwa 150 µs umzuschalten.

Als spektroskopische Bildgebungsmethode wurde TURBO-PEPSI (Proton-Echo-Planar-Spectroscopic-Imaging) eingesetzt.

Eine Datenanpassung erfolgt gemäß der Exponentialfunktion:

S = S₀e^(-TE/T₂*) (25),

wobei ein nicht linearer Least-square-Fit eingesetzt wird. Von Voxeln, in denen die Signalintensität beim ersten Echo einen Wert von 10% der im gesamten Bild gemessenen maximalen Signalamplitude überschritt und wo der Korrelationskoeffizient zwischen den gemessenen Daten und den gefitteten Daten 0,95 überschritt, wurden parametrische Bilder von T₂*, der Ausgangssignalamplitude S₀ und von χ² gebildet.

In den anderen Voxeln wurden diese Parameter zu 0 gesetzt. Durch den Einsatz dieser Kriterien wurden mit Ausnahme der Ventrikel in allen Gehirnregionen exzellente Anpassungen der gefitteten Daten an die experimentellen Resultate erzielt. In den meisten Voxeln überschritt der Korrelationskoeffizient den Wert von 0,99.

Alternativ werden die Echos jeder Relaxationsmessung gemittelt und darauffolgend wird sowohl für die parametrischen Bilder als auch für die gemittelten Bilder eine Korrelationsanalyse durchgeführt.

Die Experimente zeigten ausgedehnte Aktivierungsbereiche des primären visuellen Kortex (V₁) sowie in angrenzenden Regionen (V₂) des visuellen Kortex.

Die Erfindung ist mit einer Vielzahl von Vorteilen verbunden. Hierzu gehört eine Optimierung der Meßempfindlichkeit für eine quantitative Messung der Relaxationszeit und der qualitativen Relaxationszeitänderung. Hierdurch ist es möglich, eine Bildgebung mit höchstmöglicher Bandbreite (kürzester Kodierungszeit) für geringstmögliche räumliche Verzerrung zu verwenden und durch eine Messung einer optimalen Zahl von Kodierungen nach Signalanregung eine maximale Meßempfindlichkeit zu erzielen.

Das Auswerteverfahren kann in Echtzeitmessungen eingesetzt werden, um eine Analyse von Relaxationsänderungen in vivo zu ermöglichen. Zweckmäßigerweise wird eine erfindungsgemäße Meßvorrichtung so ausgestaltet, daß sie das Auswerteverfahren durchführt.

Die erfindungsgemäßen Bildgebungsverfahren sind besonders vielseitig. Es hat sich als zweckmäßig herausgestellt, eine Summation oder, was noch vorteilhafter ist, eine gewichtete Summation einzusetzen, was gegenüber einer Kurvenanpassung mit einer größeren Geschwindigkeit und ohne Verlust an Meßempfindlichkeit erfolgen kann. Eine Summation beziehungsweise eine gewichtete Summation haben den Vorteil, daß sie ein besonders robustes Auswerteverfahren darstellen.

Außerdem ist es mit Hilfe der Erfindung möglich, bei allen Meßfeldstärken, insbesondere bei Meßfeldstärken von 0,1 Tesla bis 15 Tesla, eine optimale Anpassung der Meßempfindlichkeit zu erzielen, indem beispielsweise die Anzahl der Echosignale in Abhängigkeit der intrinsischen Relaxationszeit gewählt wird, wobei die Anzahl N vorzugsweise gemäß Formel 12 gewählt wird.

Bei allen Versuchspersonen zeigte sich eine starke Aktivierung im primären visuellen Kortex (V₁) und in benachbarten Bereichen. Die beobachteten Änderungen im mit TURBO-PEPSI gemessenen funktionalen Signal reichten von 3 bis 20% abhängig von der Echozeit, der Lage und von der jeweiligen Versuchsperson. Die Anregung hat ein Maximum in der Nähe von TE = T₂*. Bei einem Vergleich von EPI und TURBO- PEPSI-Bildern mit TE = 72,5 ms wurden sehr ähnliche Aktivierungsbilder ermittelt.

Bei einem Einsatz einer Korrelationsgrenze von 0,4 konnten auch kleinere Signaländerungen bei Echozeiten von beispielsweise 12,5 ms bis 228 ms detektiert werden. Eine Mittelwertbildung der Korrelationsbilder reduziert die Intensität von Rauscheffekten im Vergleich zu EPI. Die räumliche Ausdehnung der Aktivierungszone und die Anzahl der erhöhten Korrelationskoeffizienten im visuelles Kortex vergrößern sich mit der Anzahl der aufsummierten Echos. Bei Experimenten mit längerer Anregungsdauer (7 bis 12 Sekunden) werden größere Korrelationskoeffizienten als in Messungen mit kürzeren Anregungsdauern (beispielsweise 3 Sekunden) erhalten. Es zeigt sich, daß ein besonders hoher Empfindlichkeitsgewinn durch eine Summierung der ersten, vorzugsweise der ersten 6 bis 10, insbesondere der ersten 8 Echosignale entsprechend dem Plateau der CNR-Kurve in Fig. 2, erzielt werden kann.

Der Empfindlichkeitsgewinn ist besonders für Kurzzeitmessungen, insbesondere Echtzeitmessungen vorteilhaft, weil auch bei wenigen Meßwerten eine Änderung der Relaxation wirksam ermittelt werden kann. Zusammenfassend kann gesagt werden, daß durch Multi-Echo-Erfassung des Unterschiedssignals eine optimale Empfindlichkeit bei beliebigen Magnetfeldstärken erzielt wird.

Die dargestellten Beispiele erläutern die Meßvorrichtung sowie das Bildgebungsverfahren anhand von NMR-Messungen am menschlichen Gehirn. Selbstverständlich können sowohl die Meßvorrichtung als auch das Auswerteverfahren zur Untersuchung von anderen Proben lebenden oder nicht lebenden Materials eingesetzt werden.

Claims

1. Meßvorrichtung mit wenigstens einem Erfassungsmittel für die Aufnahme von Meßsignalen, mit einem Transformationsmittel zum Transformieren der Meßsignale in digitale Meßdaten, dadurch ge kennzeichnet, daß das Erfassungsmittel und/oder das Transformationsmittel so gestaltet ist, daß es zu verschiedenen Zeiten und/oder an verschiedenen Orten Meßsignale mit einer unterschiedlichen Auflösung erfaßt und/oder unterschiedlich transformiert.

2. Meßvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß es mindestens eine Steuereinheit zur Steuerung des Erfassungsmittels und/oder des Transformationsmittels enthält.

3. Meßvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeich net, daß es mindestens eine Speichereinheit aufweist, wobei die Speichereinheit Informationen zur veränderlichen Transformation der Meßsignale in die Meßdaten enthält.

4. Kernresonanztomograph, dadurch ge kennzeichnet, daß er wenigstens eine Meßvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3 enthält.

5. Meßverfahren, bei dem Meßsignale erfaßt und in digitale Meßdaten transformiert werden, dadurch gekennzeichnet, daß zu verschiedenen Zeiten und/oder an verschiedenen Orten Meßsignale mit einer unterschiedlichen Auflösung erfaßt werden und/oder unterschiedlich transformiert werden.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßsignale in einem Ausmaß, das mindestens einem Modell entspricht, unterschiedlich erfaßt und/oder unterschiedlich transformiert werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Modell vor der Messung festgelegt wird.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 oder 6, dadurch gekennzeich net, daß das Modell während der Messung verändert wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Modell ausgehend von einem vorher festgelegten Startmodell verändert wird.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 9, dadurch gekennzeich net, daß eine Kompression der Meßsignale und/oder der Meßdaten erfolgt.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Kompression der Meßsignale und/oder der Meßdaten für zu verschiedenen Zeiten und/oder an verschiedenen Orten gemessene Signale variiert.

12. Bildgebungsverfahren, bei dem aus Meßsignalen wenigstens ein Bild erzeugt wird, dadurch ge kennzeichnet, daß das Verfahren entsprechend einem der Ansprüche 5 bis 11 durchgeführt wird.