DE19923587A1 - Computer zur Auswertung von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz mit dem Computer ausgestatteter Kernresonanztomograph sowie Verfahren zum Auswerten von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz - Google Patents
Computer zur Auswertung von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz mit dem Computer ausgestatteter Kernresonanztomograph sowie Verfahren zum Auswerten von Daten aus Messungen von kernmagnetischer ResonanzInfo
- Publication number
- DE19923587A1 DE19923587A1 DE1999123587 DE19923587A DE19923587A1 DE 19923587 A1 DE19923587 A1 DE 19923587A1 DE 1999123587 DE1999123587 DE 1999123587 DE 19923587 A DE19923587 A DE 19923587A DE 19923587 A1 DE19923587 A1 DE 19923587A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- determined
- magnetic resonance
- data
- nuclear magnetic
- computer
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/46—NMR spectroscopy
- G01R33/4625—Processing of acquired signals, e.g. elimination of phase errors, baseline fitting, chemometric analysis
Abstract
Die Erfindung betrifft einen Computer zur Auswertung von Daten aus der kernmagnetischen Resonanztomographie, wobei die Daten wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe enthalten. DOLLAR A Erfindungsgemäß wird der Computer so gestaltet, daß der Computer mit wenigstens einem Auswertemittel arbeitet, das die Daten in wenigstens zwei Anteile mit einer voneinander verschiedenen Abhängigkeit von einer Echozeit T¶E¶ separiert.
Description
Die Erfindung betrifft einen Computer zur Auswertung von
Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz, wobei die
Daten wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe enthalten.
Die Erfindung betrifft ferner einen Kernresonanztomographen
und ein Verfahren zum Auswerten von Daten aus Messungen von
kernmagnetischer Resonanz, wobei wenigstens ein
Relaxationssignal einer Probe ermittelt wird.
Die kernmagnetische Kernresonanz (Nuclear Magnetic Resonance
- NMR) wird dazu eingesetzt, ein Kontrastbild eines Objekts
oder eine spektroskopische Information über eine Substanz zu
erhalten. Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance
Imaging - MRI) und Magnetresonanzspektroskopie (Magnetic
Resonance Spectroscopy - MRS) machen es möglich, eine
regionale Hämodynamik mit Veränderungen in Blutvolumina und
Blutzuständen sowie Änderungen des Stoffwechsels in vivo in
Abhängigkeit von einer Gehirnaktivität zu untersuchen, siehe:
S. Posse et. al.: Functional Magnetic Resonance Studies of
Brain Activation; Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol.
1, No 1, 1996; p. 76-88.
Insbesondere in der medizinischen Forschung besteht ein
Bedürfnis, Informationen über die Gehirnaktivität mittels
Messungen von Blutfluß oder
Deoxyhämoglobinkonzentrationsänderungen zu erlangen. Die
neuronale Aktivierung äußert sich in einer Zunahme des
Blutflusses in aktivierten Gehirnarealen, wobei es zu einer
Abnahme der Deoxyhämoglobinkonzentration kommt.
Deoxyhämoglobin (DOH) ist ein paramagnetischer Stoff, welcher
die Magnetfeldhomogenität verringert und damit die
Signalrelaxation beschleunigt. Sinkt die DOH-Konzentration
aufgrund einer einen Blutfluß auslösenden Gehirnaktivität, so
wird die Signalrelaxation in den aktiven Arealen des Gehirns
moduliert. Angeregt werden in erster Linie die Protonen des
Wasserstoffes im Wasser. Eine Lokalisation von
Gehirnaktivität wird ermöglicht, indem eine Untersuchung mit
funktionalen NMR-Methoden angewendet wird, welche das NMR-
Signal mit einer Zeitverzögerung (Echo-Zeit) messen. Dies
wird auch als suszeptibilitätsempfindliche Messung
bezeichnet. Der biologische Wirkmechanismus ist in der
Literatur unter dem Namen BOLD-Effekt (Blood Oxygenation
Level Dependence-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 Schwankungen der
Bildhelligkeit in aktivierten Hirnregionen. Anstelle des
endogenen Kontrastmittels DOH können auch andere
Kontrastmittel treten, die eine Änderung in der
Suszeptibilität hervorrufen. 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
mehrdimensionale Fourier-Transformation die gewünschte
Bildinformation 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 in der
Größenordnung von 1 mm2, die eines Voxels von 1 mm3. Die
Geometrien und Ausdehnungen können variabel sein.
Da aus experimentellen Gründen bei Schichtbildern niemals von
einer streng zweidimensionalen Ebene ausgegangen werden kann,
wird häufig auch hier der Begriff Voxel verwendet, welcher
berücksichtigt, daß die Bildebenen eine Ausdehnung in die
dritte Dimension haben.
Durch Vergleich des 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
einem Paradigma des jeweiligen Experiments abgeleitet werden.
Wesentlich ist es, 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 etwa 1 bis 3 Sekunden.
Eine derartige Berechnung und Wiedergabe der
Aktivierungsbilder in Echtzeit ist in der US-Patentschrift
5 657 758 beschrieben. Dieses Verfahren zeichnet sich dadurch
aus, daß es eine hohe zeitliche und räumliche Auflösung
ermöglicht.
Ein weiteres bekanntes Verfahren ist in den Artikeln.
Jezzard, P. et al., Proc. SMRM 1993, p. 1392; Biswal, B. et
al., MRM 34 (1995) p. 537 und Purdon, P. et al., Proc. ISMRM
1998, p. 253, dargestellt. Bei diesem Verfahren werden ein
Meßsignal und ein Paradigma der Messung eingesetzt. Beide
Signale werden einer Fourier-Transformation unterzogen.
Die bekannten Verfahren werten eine Ähnlichkeit zwischen dem
Signal des Paradigmas und der Meßdaten aus.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein gattungsgemäßes
Verfahren so durchzuführen, daß ein möglichst hohes Kontrast-
Rauschverhältnis erzielt wird.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, daß ein
gattungsgemäßer Computer so ausgestaltet wird, daß der
Computer mit wenigstens einem Auswertemittel arbeitet, wobei
das Auswertemittel die Daten in wenigstens zwei Anteile
separiert, die von einer Echozeit TE auf unterschiedliche
Weise abhängen.
Die Erfindung sieht insbesondere vor, einen Computer zu
schaffen, mit dem eine schnelle spektroskopische
Bildgebungsmethode realisiert wird, die Änderungen der NMR-
Signalrelaxation mit einer Zeitkonstant
an mehreren Zeitpunkten nach einer Anregung ermittelt.
Bei der spektroskopischen Bildgebungsmethode handelt es sich
vorzugsweise um eine Echo-Planar-Bildgebungsmethode,
insbesondere um eine wiederholte zweidimensionale Echo-
Bildgebungsmethode, welche aus einer wiederholten Anwendung
einer zweidimensionalen Echo-Planar-Bildkodierung besteht.
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 zweckmäßige konventionelle Echo-Planar-Methode wird als
EPI (Echo-Planar-Imaging) bezeichnet. Eine vorteilhafte
Implementierung der erfindungsgemäßen Methode erfolgt mit
TURBO-PEPSI, wobei PEPSI für Proton-Echo-Planar-
Spectroscopic-Imaging steht.
Die Anzahl der Bilder, welche während des Signalabfalls
kodiert werden, ist abhängig von der Relaxationszeit und der
Kodierungszeit Δt für ein Einzelbild.
Vorzugsweise wird der Computer zur Auswertung von Daten aus
der kernmagnetischen Resonanztomographie eingesetzt, wobei
die Daten wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe
enthalten und wobei die Daten in Anteile separiert werden,
die von einer Echozeit TE abhängen und in wenigstens einen
anderen Bestandteil, der nicht von der Echozeit TE abhängt
und daß die Signale, die von der Echozeit TE abhängen, als
Aktivierungssignale erfaßt werden.
Eine Ermittlung eines Rauschsignals ist dadurch möglich, daß
der Computer mit wenigstens einem Auswertemittel arbeitet,
das die Daten in wenigstens einen Anteil separiert, der von
einer Echozeit TE abhängt und in wenigstens einen anderen
Bestandteil, der nicht von der Echozeit TE abhängt und wobei
das Auswertemittel die Signale, die von der Echozeit TE
abhängen als Aktivierungssignale erfaßt.
Eine Separation verschiedener Bestandteile einer zu
untersuchenden Funktion kann durch eine Ermittlung von
Signalen, die eine unterschiedliche Abhängigkeit von der
Echozeit TE haben, festgestellt werden: So ist es
beispielsweise möglich, eine Amplitude S0 von einer
Zeitkonstanten T2* und /oder von einem Rauschsignal g zu
separieren.
Außerdem betrifft die Erfindung einen
Kernresonanztomographen, der wenigstens einen
erfindungsgemäßen Computer enthält.
Die Erfindung sieht ferner vor, ein Verfahren zur Auswertung
von Daten aus der kernmagnetischen Resonanztomographie, wobei
wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe ermittelt wird,
so durchzuführen, daß die Daten in wenigstens zwei Anteile
mit einer voneinander verschiedenen Abhängigkeit von einer
Echozeit TE separiert werden.
Vorzugsweise wird das Verfahren so durchgeführt, daß
Intensitätswerte der gemessenen Daten für gleiche Echozeiten
in wenigstens zwei verschiedenen Aufnahmen des
Relaxationssignals erfaßt werden und daß anschließend eine
Abhängigkeit der Intensitätswerte von der Echozeit TE erfaßt
wird und daß das Relaxationssignal in Anteile separiert wird,
die voneinander verschiedene Abhängigkeiten von der Echozeit
TE haben.
Es ist bevorzugt, das Verfahren so durchzuführen, daß das
Relaxationssignal aufgeteilt wird in einen Anteil, der von
einer Echozeit TE abhängt und in wenigstens einen Anteil, der
nicht von der Echozeit TE abhängt und daß der Anteil, der von
der Echozeit TE abhängt als ein Aktivierungssignal erfaßt
wird.
Hierbei ist es besonders vorteilhaft, daß wenigstens ein
Signal ermittelt wird, das proportional zu TE exp(-TE/T2*)
ist, wobei der Wert von T2* insbesondere durch eine
vorzugsweise separate Fitprozedur an denselben Daten
ermittelt wird.
Dabei ist es besonders zweckmäßig, daß T2* mittels der Formel
S = S0 exp (-TE/T2*) + g berechnet wird.
Ferner ist es vorteilhaft, das Verfahren so durchzuführen,
daß statistische Schwankungen von ΔT2* ermittelt werden.
Hierbei ist es besonders zweckmäßig, daß eine
Standardabweichung σ(ΔT2*) berechnet wird.
Es ist weiterhin vorteilhaft, daß ein Quotient σ(ΔT2*)/T2*
gebildet und als Maßstab für eine Aktivität erfaßt wird.
Dabei ist es besonders zweckmäßig, daß eine statistische
Abweichung einer Startintensität S0 ermittelt wird.
Hierbei ist es vorteilhaft, daß eine Standardabweichung σ(S0)
berechnet wird.
Dabei ist es bevorzugt, daß ein Quotient σ(S0)/S0 berechnet
wird.
Es ist besonders bevorzugt, das Verfahren so durchzuführen,
daß eine statistische Schwankung von einem Rauschsignal g
ermittelt wird.
Dabei ist es besonders vorteilhaft, daß eine
Standardabweichung σ(g) von g gebildet wird.
Ferner wird das Verfahren bevorzugt so durchgeführt, daß die
aufgenommenen Daten in einem wenigstens zweidimensionalen
Feld erfaßt werden, wobei eine Feldachse (DTE) Echozeiten TE
erfaßt und wobei eine andere Feldachse (DTR) Wiederholungen
von Anregungen in einem zeitlichen Abstand von TR wiedergibt.
Hierbei ist es besonders zweckmäßig, daß σ(ΔT2*) und σ(g)
durch nachfolgende Schritte bestimmt werden:
- a) Anpassen von über die andere Feldachse (DTR) gemittelten Signalen an einen exponentiellen Zerfall in Abhängigkeit von der einen Feldachse (DTE) und Bestimmung von S0 und T2*;
- b) Berechnung von σ(ΔS0), σ(ΔT2*) und σ(g) für mehrere Voxel und verschiedene TE mit anschließender Mittelung dieser Werte über wenigstens eine zu untersuchende Region (ROI);
- c) Anpassen von
und Ermittlung von σ(ΔS)/S0
als Funktion von TE
.
Hierbei ist es besonders vorteilhaft, daß bei Anpassen von
σ(ΔS)/S0 der Ausdruck <ΔS0ΔT2*< = 0 gesetzt wird.
Weitere Vorteile, Besonderheiten und zweckmäßige
Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den
Unteransprüchen und der nachfolgenden Darstellung bevorzugter
Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand von
Beispielsrechnungen, Zeichnungen und einer Tabelle.
Von den Zeichnungen zeigt:
Fig. 1 Multiecho-Sequenz mit mehreren Meßsequenzen, die
jeweils einer Spinanregung (*) folgen und mit
Erfassung von mehreren Echozeiten TE,
Fig. 2 eine Prinzipskizze zur Veranschaulichung einer
Methode des separaten Verarbeitens von Daten für
jede der Echozeiten,
Fig. 3 ein experimentelles Unterschiedssignal einer
funktionalen Relaxationszeitänderung in einem
ausgewählten Bildelement in Abhängigkeit von der
Meßzeit nach einer Signalanregung,
Fig. 4 ΔS aus verschiedenen Voxeln gemittelt über einige
wenige ROIs als Funktion von TE für 2
repräsentative Personen,
Fig. 5 in einem oberen Teilbild eine Detektion von
Hirnaktivierung in vier Schritten mittels einer
konventionellen Bildgebungsmethode und in einem
unteren Teilbild eine Detektion von Hirnaktivierung
mit Hilfe eines erfindungsgemäßen Verfahrens.
Die Tabelle zeigt eine Zusammenfassung von experimentellen
Beispieldaten.
In Fig. 1 ist eine Multiecho-Sequenz mit mehreren
Meßsequenzen, die jeweils einer Spinanregung (*) folgen und
mit Erfassung von mehreren Echozeiten TE dargestellt.
Die Meßsequenzen der Multiecho-Sequenz wurden mit der Turbo-
PEPSI-Methode ermittelt. Jede der Meßsequenzen enthält zwölf
Echosignale mit Echozeiten, die zwischen 12 und 213 ms
liegen. Die Echozeiten wurden jeweils als ein 18,3 ms
dauerndes Zeitintervall ΔTE erfaßt.
Die angegebenen Werte für die Echozeiten und die
Zeitintervalle werden jeweils an die Geschwindigkeit der
Datenverarbeitung angepaßt. Insbesondere können bei einer
weiteren Verbesserung der Scannertechnologie die Anzahl der
Echosignale erhöht und die Zeitintervalle ΔTE verkürzt
werden.
In Fig. 2 ist eine Prinzipskizze dargestellt, die zeigt, wie
aus verschiedenen Meßsequenzen jeweils ein Signal zu einer
ersten Echozeit beziehungsweise zu einer zweiten oder
darauffolgenden Echozeit erfaßt wird.
Bei der in Fig. 3 dargestellten Kurve ist ein Meßsignal σ(S)
in Abhängigkeit von der Echozeit erfaßt. Hierbei ist ein
Prinzip mit einer Fitprozedur zur Aufteilung des Meßsignals
σ(S) in Beiträge, die von T2* abhängen und in von TE
unabhängiges Rauschen dargestellt. Das Meßsignal σ(S) setzt
sich zusammen aus einem Anteil, der von einer Amplitude S0
abhängt, aus einen Anteil, der von einer Relaxationszeit T2*
abhängt und aus einem konstanten Rauschsignal g.
Die Erfindung sieht insbesondere vor, eine Unterscheidung
zwischen Aktivierungssignalen und einem Rauschen durch eine
Analyse eines zeitlichen Verlaufes der Meßdaten und/oder
ihrer statistischen Verteilung zu gewinnen.
Eine experimentelle Überprüfung des erfindungsgemäßen
Auswerteverfahrens erfolgt beispielsweise 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
gleichlanges Ruheintervall anschließt. Bei dem Scanner
handelt es sich um einen Vision 1,5 Tesla Ganzkörperscanner
der Siemens Medical Systems, Erlangen, mit
Magnetfeldgradienten von 25 mT/m. Ein derartiger Scanner ist
in der Lage, Gradientenfelder innerhalb von etwa 600 µs
umzuschalten.
Als spektroskopische Bildgebungsmethode wurde TURBO-PEPSI
(Proton-Echo-Planar-Spetroscopic-Imaging) eingesetzt.
Eine Datenanpassung erfolgt gemäß der Exponentialfunktion:
wobei ein nicht linearer Least-square-Fit eingesetzt wird.
Nachfolgend wird eine Unterscheidung zwischen Aktivierung und
Rauschen mittels Multi-Echo-fMRI dargestellt.
Die Erkennung von physiologischem Rauschen (zum Beispiel
verursacht durch Herzschlag) erfordert ein stationäres
Frequenzspektrum, hinreichende zeitliche Auflösung und
Vorkenntnisse über die räumlichen und zeitlichen
Charakteristika des Rauschens. Erfindungsgemäß wird eine neue
Methode zur Differenzierung zwischen BOLD-bezogenen
Variationen und anderen Fluktuationen des MR-Signals (etwa
verursacht durch thermisches Rauschen) vorgeschlagen, die
völlig ohne Vorwissen über ein Stimulations-Paradigma
auskommt. Die Methode basiert auf einer Single-Shot-
Multiecho-Sequenz, wie der in dem Artikel von Posse, S. et
al. PROC. ISMRM 1998, p. 299 dargestellten Turbo-PEPSI-
Technik. Auf diese Veröffentlichung wird vollinhaltlich Bezug
genommen.
Nach einer Signalanregung wird dessen Relaxationsverhalten in
äquidistanten Zeitabständen TE aufgezeichnet. Dies wird mit
einem zeitlichen Abstand von TR Sekunden mehrfach wiederholt.
In einem solchen Experiment bildet das Signal eines jeden
Voxels ein 2-dimensionales Feld mit den Echozeiten TE in der
einen Richtung (DTE) und den Wiederholungen im Abstand TR in
der anderen Richtung (DTR). Die Relaxation sei als
monoexponentiell vorausgesetzt, S = S0 exp (-TE/T2*) + g, mit
einem Hardware-abhängigen Rauschen g, das wir in beiden
Domänen, DTE und DTR, als weiß ansehen können. Die Werte S0
und T2* sind konstant in DTE, aber variieren in DTR: S0 etwa
durch Hardware-Instabilitäten oder Blutflußeffekte und TR
etwa aufgrund der Probanden-Stimulation. Variationen in T2*
zeigen Änderungen im lokalen Blutfluß. Für relativ kleine
Änderungen ΔS0 und ΔT2* lassen sich die Signaländerungen wie
folgt formulieren:
wo <A< and σ(A) dem Mittelwert und der Standardabweichung
einer Größe A in DTR entsprechen. Eine weitere Analyse hängt
von der aktuellen Größe der verwendeten Terme in [1] ab. Es
ist zweckmäßig, daß für die experimentellen Bedingungen ΔS0
sowohl in den Ruhe- als auch in den Aktivierungsphasen
vernachlässigbar ist (ausgenommen im sagitalen Sinus). Die
Größen σ(ΔT2*) und σ(g) werden wie folgt bestimmt: (i)
Anpassen des über die DTR gemittelten Signals an den
monoexponentiellen Zerfall in Abhängigkeit von DTE zur
Bestimmung von S0 und T2*; (ii) Berechnung von σ(ΔT2*) und
σ(g) für jedes Voxel und jedes TE und Mittelung dieser Werte
über die interessierende Region (ROI); (iii) Anpassen von [1]
mit ΔS0 = 0 an diese Werte als Funktion von TE. Dies ist
möglich, weil sich lokale Gehirnaktivierung in einem Anstieg
von T2* zeigt, der eine charakteristische TE-Abhängigkeit,
proportional zu TEe-T E /T 2* aufweist, wogegen der Beitrag des
weißen Rauschens nicht von TE abhängt (s. Abbildungen). Die
TE-Abhängigkeit des Signals außerhalb des Gehirns wird durch
eine Konstante genähert. Als Validierung dieser Methode wird
der Beitrag weißen Rauschens mit dem Rauschen außerhalb des
Gehirns verglichen, unter Beachtung, daß σ(g) außerhalb des
Gehirns reduziert ist. Für eine Gauß-Verteilung beträgt
dieser Reduktionsfaktor 0.6028.
Visuelle Stimulationsexperimente an 4 gesunden Personen
wurden durchgeführt auf einem Siemens Vision-1,5-Tesla-
Scanner. Mit einer Mehrschicht-Turbo-PEPSI-Sequenz wurden 12
EPI-Bilder (Matrixgröße: 64 × 32 Pixel, Pixelgröße: 3 × 6
mm2) eines einzelnen FID, 90° Flipwinkel zu Echozeiten von 12
bis 228 ms akquiriert. Eine konventionelle
Korrelationsanalyse mittels des Softwarepakets Stimulate
wurde durchgeführt unter Verwendung eines Boxcar-
Referenzvektors.
Fig. 4 zeigt ΔS aus verschiedenen Voxeln gemittelt über
einige wenige ROIs als Funktion von TE für 2 repräsentative
Personen. Die Variabilitäten aller Werte über ROIs waren
klein (10-20%). Die ROIs lagen im visuellen Kortex (vc), im
Motor-Kortex (mc), in der weißen Substanz (wm) und außerhalb
des Gehirns unter Umgehung von als Geisterbildern (out)
bezeichneten Bereichen außerhalb des Gehirns. Die
Filterergebnisse von [1] sind in der Tabelle zusammengefaßt,
wo den abgekürzten ROI-Bezeichnungen die Anzahl der Voxel
eingeklammert folgt, ist der mittlere Korrelationskoeffizient
über eine ROI, σ(g) der ROI außerhalb des Gehirns
normalisiert auf das mittlere S0 der inneren ROIs und die
Fehler in allen Werten sind definiert als eine
Standardabweichung.
Bei allen Personen war der Wert von σ(ΔT2*)/T2* in den
aktivierten Voxeln signifikant erhöht, wogegen es in den
nicht-aktivierten Voxeln zu keiner signifikanten Abweichung
von 0 kam. Daher ist dieser Wert deterministisch mit einer
vernachlässigbaren stochastischen Komponente.
Folglich kann σ(ΔT2*)/T2* ebenso gut als Indikator für
regionale Gehirnaktivität benutzt werden wie
Korrelationskoeffizienten einer konventionellen
Korrelationsanalyse. Im Gegensatz zu letzter, zeigt
σ(ΔT2*)/T2* aber für jeden beliebigen Stimulationsverlauf
Gehirnaktivität an, so daß eine Kenntnis eines Paradigmas
nicht erforderlich ist. Die geringe Variabilität dieses
Wertes über die ROIs läßt vermuten, daß die Ergebnisse für
individuelle Voxel ähnlich zu den hier präsentierten sind.
Dies erlaubt die Erstellung von σ(ΔT2*)/T2*-Maps. Das Niveau
des TE-unabhängigen weißen Rauschens liegt sehr niedrig, was
vermuten läßt, daß es von der Hardware herrührt. Das S0-
Rauschen ist so klein, daß eine genauere Untersuchung des
S0-Rauschens wegen vorhandenem weißen Rauschen schwierig ist.
Die Erfindung sieht eine Methode zur Unterscheidung zwischen
einer Aktivierung, insbesondere einer Hirnaktivierung, und
Rauschen vor, wobei keine Korrelationsanalyse erforderlich
ist. Selbstverständlich kann die Erfindung auch in
Kombination mit einer Korrelationsanalyse, wie beispielsweise
einer Berechnung von Korrelationskoeffizienten, Z-Scores,
oder einer Anwendung des t-Tests, eingesetzt werden, um auf
diese Weise aufgefundene Ergebnisse zu überprüfen. Eine
Korrelationsanalyse mit zwei verschiedenen Messungen, von
denen eine mit Stimulation und die andere ohne Stimulation
erfolgt, ist jedoch nicht erforderlich. Eine Einbeziehung
einer Korrelationsanalyse, bei der Korrelationskoeffizienten
zwischen dem Zeitverlauf der Stimulation ("Referenzvektor")
und Signaländerungen in Pixeln des Bildes ermittelt werden,
kann jedoch zu Vergleichszwecken herangezogen werden.
Hierbei aufgefundene hohe Werte des Korrelationskoeffizienten
können als Aktivitätsindikator betrachtet und beispielsweise
bei einer graphischen Wiedergabe der Meßdaten in
Schichtbildern oder Volumenbildern als zusätzliche
Information wiedergegeben werden.
Die Erfindung eignet sich insbesondere für Einsätze in
Gebieten, in denen komplizierte Aktivierungen erfolgen.
Deshalb ist das erfindungsgemäße Verfahren und der
erfindungsgemäße Computer insbesondere zur Analyse von
höheren kognitiven Gehirnfunktionen wie Emotionen, Gedächtnis
und Imagination geeignet.
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 die Relaxationsänderungen unmittelbar zu
analysieren.
Die erfindungsgemäßen Auswertungsverfahren sind ferner
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, hat den
Vorteil, daß sie ein besonders robustes Auswerteverfahren
darstellt.
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 betragen bis zu 10%,
abhängig von der Relaxationszeit T2*, 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.
Der Empfindlichkeitsgewinn ist insbesondere für
Echtzeitmessungen vorteilhaft, weil auch bei wenigen
Meßwerten eine Änderung der Relaxation wirksam ermittelt
werden kann. Zusammenfassend kann gesagt werden, daß durch
Multiecho-Erfassung des Unterschiedssignals eine optimale
Empfindlichkeit bei verschiedenen Magnetfeldstärken erzielt
wird.
Außerdem ist die Erfindung sowohl bei Echo-Planar-Bildgebung
(Echo-Planar-Imaging EPI), bei phasenkodierten
Bildgebungsmethoden als auch bei spektroskopischen
Bildgebungsmethoden einsetzbar.
Die dargestellten Beispiele erläutern den Computer sowie das
Auswerteverfahren anhand von NMR-Messungen am menschlichen
Gehirn. Selbstverständlich können sowohl der Computer als
auch der Kernresonanztomograph ebenso wie das
Auswerteverfahren auch zur Untersuchung von anderen Proben
lebenden oder nicht lebenden Materials eingesetzt werden.
Claims (21)
1. Computer zur Auswertung von Daten aus kernmagnetischer
Resonanz, wobei die Daten wenigstens ein
Relaxationssignal einer Probe enthalten, da
durch gekennzeichnet,
daß der Computer mit wenigstens einem Auswertemittel
arbeitet, das die Daten in wenigstens zwei Anteile mit
einer voneinander verschiedenen Abhängigkeit von einer
Echozeit TE separiert.
2. Computer nach Anspruch 1, dadurch ge
kennzeichnet, daß das Auswertemittel
die Daten in wenigstens einen Anteil separiert, der von
einer Echozeit TE abhängt und in wenigstens einen
anderen Bestandteil, der nicht von der Echozeit TE
abhängt und wobei das Auswertemittel die Signale, die
von der Echozeit TE abhängen, als Aktivierungssignale
erfaßt.
3. Kernresonanztomograph, dadurch ge
kennzeichnet, daß er wenigstens einen
Computer nach einem der Ansprüche 1 oder 2 enthält.
4. Verfahren zur Auswertung von Daten aus der
kernmagnetischer Resonanz, wobei wenigstens ein
Relaxationssignal einer Probe ermittelt wird,
dadurch gekennzeich
net, daß die Daten in wenigstens zwei Anteile mit
einer voneinander verschiedenen Abhängigkeit von einer
Echozeit TE separiert werden.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch
gekennzeichnet, daß
Intensitätswerte der gemessenen Daten erfaßt und in
wenigstens zwei voneinander verschiedene Abhängigkeiten
von der Echozeit TE separiert werden.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch
gekennzeichnet, daß ein Ausmaß
einer statistischen Variation der Intensitäten erfaßt
wird.
7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch
gekennzeichnet, daß eine
Standardabweichung der Intensitäten ermittelt wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 7, da
durch gekennzeichnet,
daß das Relaxationssignal in wenigstens einen Anteil,
der von der Echozeit TE abhängt und in wenigstens einen
Anteil, der nicht von der Echozeit TE abhängt,
aufgeteilt wird.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 8, da
durch gekennzeichnet,
daß wenigstens ein Signal ermittelt wird, das
proportional zu TE exp (-TE/T2*), ist.
10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch
gekennzeichnet, daß T2* mittels der
Formel S = S0 exp (-TE/T2*) + g ermittelt wird.
11. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 4 bis
10, dadurch gekenn
zeichnet, daß statistische Schwankungen von
ΔT2* ermittelt werden.
12. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch
gekennzeichnet, daß eine
Standardabweichung σ(ΔT2*) ermittelt wird.
13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch
gekennzeichnet, daß ein Quotient
σ(ΔT2*)/T2* gebildet und als Maßstab für eine Aktivität
erfaßt wird.
14. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 4 bis
13, dadurch gekenn
zeichnet, daß eine statistische Abweichung
einer Startintensität S0 ermittelt wird.
15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch
gekennzeichnet, daß eine
Standardabweichung σ(ΔS0) ermittelt wird.
16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch
gekennzeichnet, daß ein Quotient
σ(ΔS0)/S0 ermittelt wird.
17. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 4 bis
16, dadurch gekenn
zeichnet, daß eine statistische Schwankung
von einem Rauschsignal g ermittelt wird.
18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch
gekennzeichnet, daß eine
Standardabweichung σ(g) von g gebildet wird.
19. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 4 bis
18, dadurch gekenn
zeichnet, daß die aufgenommenen Daten in
einem wenigstens zweidimensionalen Feld erfaßt werden,
wobei eine Feldachse (DTE) Echozeiten TE erfaßt und
wobei eine andere Feldachse (DTR) Wiederholungen von
Anregungen in einem zeitlichen Abstand von TR
wiedergibt.
20. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch
gekennzeichnet, daß σ(ΔT2*) und
σ(g) durch nachfolgende Schritte bestimmt werden:
- a) Anpassen von über DTR gemittelten Signalen an einen exponentiellen Zerfall in Abhängigkeit von DTE und Bestimmung von S0 und T2*;
- b) Berechnung von σ(ΔT2*) und σ(g) für mehrere Voxel und verschiedene TE mit anschließender Mittelung dieser Werte über wenigstens eine zu untersuchende Region (ROI);
- c) Anpassen von
21. Verfahren nach Anspruch 20, dadurch
gekennzeichnet, daß bei Anpassen
von σ(ΔS)/S0 der Ausdruck <ΔS0ΔT2*< = 0 gesetzt wird.
Priority Applications (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE1999123587 DE19923587B4 (de) | 1999-05-22 | 1999-05-22 | Verfahren zumr Auswertung von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz |
EP00936673A EP1183547A1 (de) | 1999-05-22 | 2000-05-11 | Computer zur answertung von daten aus messungen von kernmagnetischer resonanz, mit dem computer ausgestatteter kernresonanztomograph sowie verfahren zum auswerten von daten aus messungen von kernmagnetischer resonanz |
PCT/DE2000/001485 WO2000072035A1 (de) | 1999-05-22 | 2000-05-11 | Computer zur answertung von daten aus messungen von kernmagnetischer resonanz, mit dem computer ausgestatteter kernresonanztomograph sowie verfahren zum auswerten von daten aus messungen von kernmagnetischer resonanz |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE1999123587 DE19923587B4 (de) | 1999-05-22 | 1999-05-22 | Verfahren zumr Auswertung von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE19923587A1 true DE19923587A1 (de) | 2000-11-30 |
DE19923587B4 DE19923587B4 (de) | 2004-08-05 |
Family
ID=7908903
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE1999123587 Expired - Fee Related DE19923587B4 (de) | 1999-05-22 | 1999-05-22 | Verfahren zumr Auswertung von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
EP (1) | EP1183547A1 (de) |
DE (1) | DE19923587B4 (de) |
WO (1) | WO2000072035A1 (de) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2006117704A1 (en) * | 2005-04-29 | 2006-11-09 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Determination of relaxation rate changes for mr molecular imaging |
DE10250379B4 (de) * | 2002-05-17 | 2007-02-01 | Siemens Ag | Verfahren und Kernspintomographie-Gerät zur ortsaufgelösten Darstellung einer Änderung der funktionellen Aktivitäten eines Gehirns |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0121312A2 (de) * | 1983-02-18 | 1984-10-10 | Albert Macovski | Verfahren und Vorrichtung zur schnellen Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz |
EP0128424A2 (de) * | 1983-06-03 | 1984-12-19 | General Electric Company | Verfahren zur genauen und schnellen Bilderzeugung mittels der durch magnetischer Kernresonanz ermittelten Grösse T1 und Spin-Dichte |
DE3606220A1 (de) * | 1985-02-27 | 1986-09-04 | Yokogawa Hokushin Electric | Nmr-abbildungsvorrichtung |
WO1999009428A1 (en) * | 1997-08-13 | 1999-02-25 | Btg International Ltd. | Apparatus for and method of determining values of relaxation parameters |
Family Cites Families (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5300886A (en) * | 1992-02-28 | 1994-04-05 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health & Human Services | Method to enhance the sensitivity of MRI for magnetic susceptibility effects |
JP3512482B2 (ja) * | 1994-09-06 | 2004-03-29 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
US5860921A (en) * | 1997-04-11 | 1999-01-19 | Trustees Of The University Of Pennyslvania | Method for measuring the reversible contribution to the transverse relaxation rate in magnetic resonance imaging |
-
1999
- 1999-05-22 DE DE1999123587 patent/DE19923587B4/de not_active Expired - Fee Related
-
2000
- 2000-05-11 EP EP00936673A patent/EP1183547A1/de not_active Withdrawn
- 2000-05-11 WO PCT/DE2000/001485 patent/WO2000072035A1/de not_active Application Discontinuation
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0121312A2 (de) * | 1983-02-18 | 1984-10-10 | Albert Macovski | Verfahren und Vorrichtung zur schnellen Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz |
EP0128424A2 (de) * | 1983-06-03 | 1984-12-19 | General Electric Company | Verfahren zur genauen und schnellen Bilderzeugung mittels der durch magnetischer Kernresonanz ermittelten Grösse T1 und Spin-Dichte |
DE3606220A1 (de) * | 1985-02-27 | 1986-09-04 | Yokogawa Hokushin Electric | Nmr-abbildungsvorrichtung |
WO1999009428A1 (en) * | 1997-08-13 | 1999-02-25 | Btg International Ltd. | Apparatus for and method of determining values of relaxation parameters |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. MI-6, No. 2, June 1987 * |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10250379B4 (de) * | 2002-05-17 | 2007-02-01 | Siemens Ag | Verfahren und Kernspintomographie-Gerät zur ortsaufgelösten Darstellung einer Änderung der funktionellen Aktivitäten eines Gehirns |
WO2006117704A1 (en) * | 2005-04-29 | 2006-11-09 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Determination of relaxation rate changes for mr molecular imaging |
CN101166992B (zh) * | 2005-04-29 | 2011-01-12 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 确定mr分子成像的弛豫率变化 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO2000072035A1 (de) | 2000-11-30 |
DE19923587B4 (de) | 2004-08-05 |
EP1183547A1 (de) | 2002-03-06 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE4432570B4 (de) | Verfahren und Vorrichtung für die Kernresonanzabbildung physiologischer Funktionsinformation | |
DE102007035176B4 (de) | Verfahren zur Aufzeichnung und Verarbeitung einer Folge von zeitlich aufeinander folgenden Bilddatensätzen sowie Magnet-Resonanz-Gerät | |
DE4428503C2 (de) | Diffusionsgewichtete Bildgebung mit magnetischer Resonanz | |
DE60023161T2 (de) | Verfahren zur abbildung von protonen-quer-relaxationszeiten oder funktionen davon in einem objekt mit lokalisierter bewegung unter verwendung der bildgebenden kernspinresonanz | |
DE19630758A1 (de) | Schnelle Herz-gesteuerte kernmagnetische Resonanz-Erfassung mit verbessertem T¶1¶-Kontrast | |
DE3810018A1 (de) | Verfahren und einrichtung zum trennen von spektralkomponenten | |
DE3722443A1 (de) | Magnetresonanz-spektroskopiegeraet | |
DE4432575A1 (de) | Bildgebende Kernspinresonanz-Vorrichtung | |
EP0091556B1 (de) | Verfahren zum Messen der magnetischen Kernresonanz für die NMR-Tomographie | |
DE19923587B4 (de) | Verfahren zumr Auswertung von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz | |
DE19962847C2 (de) | Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren mit Echo-Planar-Bildgebung | |
DE10221795B4 (de) | Verfahren zur zeitabhängigen Wirkungsbestimmung eines Kontrastmittels | |
DE19817228C1 (de) | Computer und Verfahren zur Auswertung von Daten aus der kernmagnetischen Resonanztomographie | |
DE102015208939B4 (de) | Bestimmung von zeitabhängigen Dephasierungsfaktoren bei MR-Signalen | |
DE10028171A1 (de) | Pulsfolge, Kernspinresonanztomograph und Bildgebungsverfahren | |
DE19962848A1 (de) | Bildgebungsverfahren | |
DE19962850B4 (de) | Spektroskopisches Bildgebungsverfahren | |
WO2000022450A1 (de) | Messvorrichtung, kernresonanztomograph, messverfahren und bildgebungsverfahren | |
DE3919052C2 (de) | ||
DE19962476B4 (de) | Verfahren zur bildgebenden Untersuchung einer Probe mittels einer Aufnahmesequenz und Umordnung von Echosignalen | |
DE10250379B4 (de) | Verfahren und Kernspintomographie-Gerät zur ortsaufgelösten Darstellung einer Änderung der funktionellen Aktivitäten eines Gehirns | |
DE3738056A1 (de) | Magnetresonanz-abbildungssystem | |
DE10119455A1 (de) | Verfahren zum Auswerten von Daten, die mittels der Magnetresonanztechnik erzeugt werden und spektroskopische Information beinhalten | |
WO2010112215A1 (de) | Ermittlung von t2 und t2* mittels 3d spiral grase | |
DE19826993A1 (de) | Computer zur Auswertung von funktonalen Meßdaten, Meßgerät für die Ermittlung von funktonalen Meßdaten sowie Bildgebungsverfahren für funktionale Meßdaten |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |