DE19923587B4

DE19923587B4 - Verfahren zumr Auswertung von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE19923587B4
Application number: DE1999123587
Authority: DE
Inventors: Valeri Dr. Kiselev; Stefan Wiese; Stefan Dr. Posse
Original assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Current assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Priority date: 1999-05-22
Filing date: 1999-05-22
Publication date: 2004-08-05
Anticipated expiration: 2019-05-23
Also published as: DE19923587A1; WO2000072035A1; EP1183547A1

Abstract

Verfahren zur Auswertung von Intensitätswerten von Daten einer kernmagnetischen Resonanz, wobei wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe ermittelt wird, deren Änderungen mit einer Zeitkonstanten T₂* gekennzeichnet sind, und ferner die Intensitätswerte in wenigstens zwei voneinander verschiedenen Abhängigkeiten von einer Echozeit T_E separiert werden, dadurch gekennzeichnet,
dass eine Standardabweichung σ(ΔT₂*) ermittelt sowie ein Quotient σ(ΔT₂*)/T₂* gebildet wird, wobei der Quotient als Maßstab für eine Aktivität erfasst, und ferner eine Standardabweichung σ(g) von einem Rauschsignal g gebildet wird, wobei σ(ΔT₂*) und σ(g) durch nachfolgende Schritte bestimmt werden:
(i) Die aufgenommenen Daten werden in einem wenigstens zweidimensionalen Feld erfasst, wobei eine Feldachse (DTE) Echozeiten T_E und eine andere Feldachse (DTR) Wiederholungen von Anregungen in einem zeitlichen Abstand von T_R wiedergibt;
(ii) Anpassen von über DTR gemittelten Signalen an einen exponentiellen Zerfall in Abhängigkeit von DTE und Bestimmung S₀ und T₂*, wobei So eine Startintensität repräsentiert;
(iii) Berechnung von σ(ΔT₂*) und...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Auswerten von Daten aus Messungen von kernmagnetischer Resonanz, wobei wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe ermittelt wird, deren Änderungen mit einer Zeitkonstanten T₂* gekennzeichnet sind, und ferner die Intensitätswerte in wenigstens zwei voneinander verschiedenen Abhängigkeiten von einer Echozeit T_E separiert werden.
Die kernmagnetische Kernresonanz (Nuclear Magnetic Resonance – MR) 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 in einem 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 1mm², die eines Voxels von 1mm³. 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 Deutsche Offenlegungsschrift DE 3 606 220 A1 beschreibt eine Abbildungsvorrichtung, welche auf kernmagnetischer Resonanz basiert. Mittels dafür vorgesehener Impulssequenzen sowie entsprechender Modellbeschreibungen werden die Varianzen oder Standardabweichungen für T₁, T₂, ρ eines NMR Bildes bestimmt.

Abtastparameter, bei denen die Gesamtsumme der Varianz oder Standardabweichung des berechneten Bildes eine lokale Mindestgröße einnehmen, werden als optimale Werte beziehungsweise Größen ermittelt. Bilder mit solchen optimalen Abtastparametern dienen zur Bestimmung von Bildern für T₁, T₂, ρ, wobei diese Bilder jeweils ein hohe Güte aufweisen.

Der Artikel von Wright et al., „High-Speed Techniques for Estimating T₁, T₂, and Density Images", IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 6, No. 2, 1987. beschreibt ein mathematisches Verfahren zur Abschätzung von Relaxationszeiten, sowie zur Abschätzung der Protonendichte anhand von Signalen einer kernmagnetischen Resonanz. Die vorgestellten Signalgleichungen werden dergestalt umgeformt, dass anhand von 2-Punkt basierenden Regressionen die Relaxationsparameter T₁ sowie T₂ bestimmbar sind. Der Einfluss des Rauschens auf das gemessene Signal wird nicht diskutiert, so dass die vorgestellten Signalgleichungen keine Abhängigkeit vom Rauschen modellieren. Die Genauigkeit der vorgestellten Verfahren wird anhand einer Fehlerabschätzung vorgenommen.

Die europäische Patentschrift EP 0 128 424 A2 beschreibt eine schnelle Bildgebungsmethode zur genauen Berechnung von T₁ sowie der Spindichte von Signalen einer kernmagnetischen Resonanz. Das vorgestellte Verfahren macht sich dabei zunutze, dass in Folge von mehreren Hochfrequenzanregungen die Längskomponente der makroskopischen Magnetisierung in einem vorbestimmten Bereich der Probe zu null geht. Die Längskomponente der makroskopischen Magnetisierung wird während der Relaxation in den Ausgangszustand mittels einer weiteren Pulsfolge in Form eines Spinechosignals ausgelesen. Die Bestimmung der Längsrelaxationszeit T₁ ist auf die Messung zweier Bilder beschränkt, wobei die Messung des ersten Bildes mit einer Repetitionszeit TR1 und die Messung des zweiten Bildes mit einer von TR1 verschiedenen Repetitionszeit TR2 gemessen wird, die im Wesentlichen den doppelten Betrag von TR1 besitzt.

Das in der europäischen Patentanmeldung mit der Veröffentlichungsnummer EP 0 128 424 A2 vorgestellte Zweipunktschema kann auch auf Projektions-Rekonstruktionsverfahren angewendet werden.

Die internationale Patentanmeldung WO 99/09428 beschreibt eine Vorrichtung sowie eine Methode zur Bestimmung von Relaxationsparametern. Neben der Beschreibung eines Kernspintomographen wird auf Basis der klassischen Beschreibung mittels Bloch-Gleichungen die Bewegung der makroskopischen Magnetisierung in einem externen Magnetfeld modelliert. Die somit hergeleitete Gleichung wird fortfolgend benutzt, um einen mathematischen Ausdruck für das zu messende Signal in einem Gleichgewichtszustand nach erfolgter Erstanregung zu erhalten. Auf Basis des somit gewonnenen mathematischen Ausdrucks und der gemessenen kernmagnetischen Signale werden die Relaxationszeiten T₁ und T₂ mittels einer nichtlinearen Regression bestimmt.

Die europäische Patentanmeldung mit der Veröffentlichungsnummer EP 0 121 312 A2 beschreibt ein schnelles NMR-Bildgebungssystem sowie eine Methode zur Erzeugung von transversalen Schnittbildern einer Probe. Es werden ferner zwei Pulssequenzen vorgestellt, mittels derer die Relaxationszeiten T₁ und T₂ bestimmt werden können.

Die bekannten Verfahren werten eine Ähnlichkeit zwischen dem Signal des Paradigmas und den Messdaten aus.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein gattungsgemäßes Verfahren so durchzuführen, dass eine besonders zuverlässige Ermittlung der neuronalen Aktivierung des Gehirns auf Basis von Aktivierungsbildern, die aus kernspintomographischen Daten gewonnen wurden, erfolgt.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, dass eine Standardabweichung σ(ΔT₂*) ermittelt sowie ein Quotient σ(ΔT₂*)/T₂* gebildet wird, wobei der Quotient als Maßstab für eine Aktivität erfasst, und ferner eine Standardabweichung σ(g) von einem Rauschsignal g gebildet wird, wobei σ(ΔT₂*) und σ(g) durch nachfolgende Schritte bestimmt werden:

(i) Die aufgenommenen Daten werden in einem wenigstens zweidimensionalen Feld erfasst, wobei eine Feldachse DTE) Echozeiten T_E und eine andere Feldachse (DTR) Wiederholungen von Anregungen in einem zeitlichen Abstand von T_R wiedergibt;
(ii) Anpassen von über DTR Bemittelten Signalen an einen exponentiellen Zerfall in Abhängigkeit von DTE und Bestimmung S₀ und T₂*, wobei S₀ eine Startintensität repräsentiert;
(iii) Berechnung von σ(ΔT₂*) und σ(g) für mehrere Voxel und verschiedene T_E mit anschließender Mittelung dieser Werte über wenigstens eine zu untersuchende Region (ROI);
(iv) Anpassen von
und Ermittlung von σ(ΔS)/S₀ als Funktion von T_E.

Die Erfindung sieht insbesondere vor eine schnelle spektroskopische Bildgebungsmethode zu realisieren, die Änderungen der NMR-Signalrelaxation mit einer Zeitkonstante

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.

Eine Ermittlung eines Rauschsignals ist dadurch möglich, dass die Daten der kernmagnetischen Resonanztomographie in wenigstens einen Anteil separiert werden, der von einer Echozeit T_E abhängt und in wenigstens einen anderen Bestandteil, der nicht von der Echozeit T_E abhängt und wobei die Signale, die von der Echozeit T_E abhängen als Aktivierungssignale erfasst werden.

Eine Separation verschiedener Bestandteile einer zu untersuchenden Funktion kann durch eine Ermittlung von Signalen, die eine unterschiedliche Abhängigkeit von der Echozeit T_E haben, festgestellt werden. So ist es beispielsweise möglich, eine Amplitude So von einer Zeitkonstanten T₂ ^* und/oder von einem Rauschsignal g zu separieren.

Das erfindungsgemäße Verfahren zur Auswertung der Daten aus der kernmagnetischen Resonanztomographie, wobei wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe ermittelt wird, wird so durchgeführt, dass die Daten in wenigstens zwei Anteile mit einer voneinander verschiedenen Abhängigkeit von einer Echozeit T_E 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 T_E erfasst wird und dass das Relaxationssignal in Anteile separiert wird, die voneinander verschiedene Abhängigkeiten von der Echozeit T_E haben.

Es ist bevorzugt, das Verfahren so durchzuführen, dass das Relaxationssignal aufgeteilt wird in einen Anteil, der von einer Echozeit T_E abhängt und in wenigstens einen Anteil, der nicht von der Echozeit T_E abhängt und dass der Anteil, der von der Echozeit T_E abhängt als ein Aktivierungssignal erfasst wird.

Hierbei ist es besonders vorteilhaft, dass wenigstens ein Signal ermittelt wird, das proportional zu T_E exp (–T_E/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 (–T_E/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 So 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 zwei-dimensionalen Feld erfasst werden, wobei eine Feldachse (DTE) Echozeiten T_E erfasst und wobei eine andere Feldachse (DTR) Wiederholungen von Anregungen in einem zeitlichen Abstand von T_R wiedergibt.

Hierbei ist es besonders zweckmäßig, dass σ(ΔT₂ ^*) und σ(g) durch nachfolgende Schritte bestimmt werden:

(i) 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 ^*;
(ii) Berechnung von σ(ΔS₀) , σ(ΔT₂ ^*) und σ(g) für mehrere Voxel und verschiedene T_E mit anschließender Mittelung dieser Werte über wenigstens eine zu untersuchende Region (ROI);
(iii) Anpassen von
und Ermittlung von σ(ΔS)/S₀ als Funktion von T_E.

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:
1 Multiecho-Sequenz mit mehreren Messsequenzen, die jeweils einer Spinanregung (*) folgen und mit Erfassung von mehreren Echozeiten T_E,
2 eine Prinzipskizze zur Veranschaulichung einer Methode des separaten Verarbeitens von Daten für jede der Echozeiten,
3 ein experimentelles Unterschiedssignal einer funktionalen Relaxationszeitänderung in einem ausgewählten Bildelement in Abhängigkeit von der Messzeit nach einer Signalanregung,
4 ΔS aus verschiedenen Voxeln Bemittelt über einige wenige ROIs als Funktion von T_E für 2 repräsentative Personen,
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 1 ist eine Multiecho-Sequenz mit mehreren Messsequenzen, die jeweils einer Spinanregung (*) folgen und mit Erfassung von mehreren Echozeiten T_E 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 ΔT_E 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 ΔT_E verkürzt werden.
In 2 ist eine Prinzipskizze dargestellt, die zeigt, wie aus verschiedenen Messsequenzen jeweils ein Signal zu einer ersten Echozeit beziehungsweise zu einer zweiten oder darauf folgenden Echozeit erfasst wird.
Bei der in 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 T_E unabhängiges Rauschen dargestellt. Das Messsignal σ(S) setzt sich zusammen aus einem Anteil, der von einer Amplitude So 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 T_E aufgezeichnet. Dies wird mit einem zeitlichen Abstand von T_R Sekunden mehrfach wiederholt. In einem solchen Experiment bildet das Signal eines jeden Voxels ein 2-dimensionales Feld mit den Echozeiten T_E in der einen Richtung (DTE) und den Wiederholungen im Abstand T_R in der anderen Richtung (DTR). Die Relaxation sei als monoexponentiell vorausgesetzt, S = S₀ exp(–T_E/T₂ ^*) + g, mit einem Hardware-abhängigen Rauschen g, das wir in beiden Domänen, DTE und DTR, als weiß ansehen können. Die Werte So und T₂ ^* sind konstant in DTE, aber variieren in DTR: S₀ etwa durch Hardware-Instabilitäten oder Blutflusseffekte und T_R 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 T_E und Mittelung dieser Werte über die interessierende Region (ROI); (iii) Anpassen von [1] mit ΔS₀ = 0 an diese Werte als Funktion von T_E. Dies ist möglich, weil sich lokale Gehirnaktivierung in einem Anstieg von T₂ ^* zeigt, der eine charakteristische T_E-Abhängigkeit, proportional zu T_Ee^–T _E ^/T ₂ ^* aufweist, wogegen der Beitrag des weißen Rauschens nicht von T_E abhängt (s. Abbildungen). Die T_E-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-l,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.
4 zeigt ΔS aus verschiedenen Voxeln Bemittelt über einige wenige ROIs als Funktion von T_E 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 SO der inneren ROIs und die Fehler in allen Werten sind definiert als eine Standardabweichung.
Tabelle 1
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 T_E-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 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 erläutert das Auswerteverfahren anhand von NMR-Messungen am menschlichen Gehirn. Selbstverständlich kann das Auswerteverfahren auch zur Untersuchung von anderen Proben lebenden oder nicht lebenden Materials eingesetzt werden.

Claims

Verfahren zur Auswertung von Intensitätswerten von Daten einer kernmagnetischen Resonanz, wobei wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe ermittelt wird, deren Änderungen mit einer Zeitkonstanten T₂* gekennzeichnet sind, und ferner die Intensitätswerte in wenigstens zwei voneinander verschiedenen Abhängigkeiten von einer Echozeit T_E separiert werden, dadurch gekennzeichnet, dass eine Standardabweichung σ(ΔT₂*) ermittelt sowie ein Quotient σ(ΔT₂*)/T₂* gebildet wird, wobei der Quotient als Maßstab für eine Aktivität erfasst, und ferner eine Standardabweichung σ(g) von einem Rauschsignal g gebildet wird, wobei σ(ΔT₂*) und σ(g) durch nachfolgende Schritte bestimmt werden: (i) Die aufgenommenen Daten werden in einem wenigstens zweidimensionalen Feld erfasst, wobei eine Feldachse (DTE) Echozeiten T_E und eine andere Feldachse (DTR) Wiederholungen von Anregungen in einem zeitlichen Abstand von T_R wiedergibt; (ii) Anpassen von über DTR gemittelten Signalen an einen exponentiellen Zerfall in Abhängigkeit von DTE und Bestimmung S₀ und T₂*, wobei So eine Startintensität repräsentiert; (iii) Berechnung von σ(ΔT₂*) und σ(g) für mehrere Voxel und verschiedene T_E mit anschließender Mittelung dieser Werte über wenigstens eine zu untersuchende Region (ROI); (iv) Anpassen von
und Ermittlung von σ(ΔS)/S₀ als Funktion von T_E.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass bei Anpassen von σ(ΔS)/S₀ der Ausdruck <ΔS₀ΔT₂*>=0 gesetzt wird.
Verfahren nach einem oder mehreren der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Relaxationssignal in wenigstens einen Anteil, der von der Echozeit T_E abhängt und in wenigstens einen Anteil, der nicht von der Echozeit T_E abhängt, aufgeteilt wird.
Verfahren nach einem oder mehreren der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens ein Signal ermittelt wird, das proportional zu T_E exp(–T_E/T₂*) ist.
Verfahren nach einem oder mehreren der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass T₂* mittels der Formel S=S₀ exp (–T_E/T₂*) + g ermittelt wird.