DE19962477A1 - Bildgebungsverfahren und Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren, bei dem durch Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und Anlegen eines magnetischen Gradientenfeldes, das sich gegebenenfalls aus mehreren Einzelkomponenten zusammensetzt, Schicht- oder Volumenbereiche selektiert werden, in denen kernmagnetische Resonanzen angeregt und als Messsignale ermittelt werden. DOLLAR A Erfindungsgemäß wird das Verfahren so durchgeführt, dass die Messsignale in einer ersten Akquisitionssequenz für verschiedene Echozeiten erfasst werden, dass für verschiedene Echozeiten in der Akquisitionssequenz im Wesentlichen gleiche Phasenlagen gewählt werden und dass die Akquisitionssequenz wenigstens einmal wiederholt wird. DOLLAR A Die Erfindung betrifft ferner eine Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten, mit wenigstens einem Speicher für eine Speicherung von ermittelten Messdaten in einer k¶x¶-Dimension, einer t-Dimension und in einer k¶y¶-Dimension. DOLLAR A Erfindungsgemäß zeichnet sich die Vorrichtung dadurch aus, dass sie einen Sortierer enthält, der eine Umordnung der Rohdaten in eine Reihenfolge bewirkt, in der die Daten der k¶y¶-Dimension vor der t-Dimension angeordnet sind, und dass in dem Speicher und/oder in einem weiteren Speicher die transformierten Messsignale so gespeichert sind, dass Daten von verschiedenen Akquisitionssequenzen in dem Speicher hintereinander angeordnet sind.

Description

Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren, bei dem durch Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und Anlegen von wenigstens einem magnetischen Gradientenfeld Schicht- oder Volumenbereiche selektiert werden, in denen kernmagnetische Resonanzen angeregt und als Messignale ermittelt werden.

Die Erfindung betrifft ferner eine Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten, wobei die Vorrichtung wenigstens einen Speicher für eine Speicherung von ermittelten Messignalen enthält.

Bei der Vorrichtung handelt es sich beispielsweise um einen Kernresonanztomographen oder um einen für eine Auswertung von Daten der Kernmagnetresonanztomographie geeigneten Computer.

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 Microcomputer oder eine zur Durchführung von Berechnungen geeignete Schaltung.

Die Kernmagnetresonanztomographie wird unter anderem dazu eingesetzt, eine spektroskopische Information oder eine Bildinformation über eine Substanz zu erhalten. Eine Kombination der kernmagnetischen Resonanztomographie mit Techniken der Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI) ergibt ein räumliches Bild der chemischen Zusammensetzung der Substanz.

Magnetische Resonanzbildgebung ist einerseits eine ausgereifte Bildgebungsmethode, die weltweit im klinischen Einsatz ist. Andererseits ist magnetische Resonanzbildgebung auch außerhalb des medizinischen Bereiches ein sehr wichtiges Untersuchungswerkzeug für Industrie und Forschung. Anwendungen sind beispielsweise Untersuchungen von Nahrungsmitteln, Qualitätskontrolle, präklinische Untersuchungen von Medikamenten in der pharmazeutischen Industrie oder die Untersuchungen von geologischen Strukturen wie Porengrößen in Gesteinsproben für die Erdölexploration.

Die besondere Stärke der magnetischen Resonanzbildgebung rührt aus der Tatsache her, dass sehr viele Parameter nukleare kernmagnetische Resonanzsignale beeinflussen. Durch eine sorgfältige und kontrollierte Veränderung dieser Parameter können geeignete Experimente durchgeführt werden, die den Einfluß des ausgewählten Parameters zeigen.

Beispiele von relevanten Parametern sind Diffusionsvorgänge, Wahrscheinlichkeitsdichteverteilungen von Protonen oder eine Spin-Gitter-Relaxationszeit.

Bei der Kernresonanztomographie werden Atomkerne, welche ein magnetisches Moment besitzen, durch ein extern angelegtes Magnetfeld ausgerichtet. Dabei führen die Kerne um die Richtung des Magnetfeldes eine Präzessions-Bewegung mit einer charakteristischen Kreisfrequenz (Larmor- Frequenz) aus. Die Larmor-Frequenz hängt von der Stärke des magnetischen Feldes und von den magnetischen Eigenschaften der Substanz ab, insbesondere der gyromagnetischen Konstante γ des Kerns. Die gyromagnetische Konstante γ ist eine für jede Atomart charakteristische Größe. Die Atomkerne weisen ein magnetisches Moment µ = γ × p auf, wobei p den Drehimpuls des Kerns bezeichnet.

Eine zu untersuchende Substanz, beziehungsweise eine zu untersuchende Person, werden bei der Kernresonanztomographie einem gleichförmigen Magnetfeld unterworfen. Das gleichförmige Magnetfeld wird auch als Polarisationsfeld B₀ und die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes als z-Achse bezeichnet. Die individuellen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe präzedieren mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz um die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes.

Eine Nettomagnetisierung M_z wird in der Richtung des Polarisationsfeldes erzeugt, wobei sich zufällig orientierte Magnetfeldkomponenten in der Ebene senkrecht hierzu (x-y-Ebene) gegeneinander aufheben. Nach Anlegen des gleichförmigen Magnetfeldes wird zusätzlich ein Anregungsfeld B₁ erzeugt. Das Anregungsfeld B₁ ist in der x-y-Ebene polarisiert und weist eine Frequenz auf, die möglichst nahe an der Larmor-Frequenz liegt. Hierdurch kann die Nettomagnetisierung M_z in die x-y-Ebene gekippt werden, so dass eine quermagnetische Magnetisierung M_t entsteht. Die Querkomponente der Magnetisierung rotiert in der x-y- Ebene mit der Larmor-Frequenz.

Durch eine zeitliche Variation des Anregungsfeldes können verschiedene zeitliche Abfolgen der quermagnetischen Magnetisierung M_t erzeugt werden. In Verbindung mit einem angelegten Gradientenfeld können verschiedene Schichtprofile realisiert werden.

Insbesondere in der medizinischen Forschung besteht ein Bedürfnis, Informationen über anatomische Strukturen, räumliche Verteilungen von Substanzen ebenso wie über die Gehirnaktivität oder im weiteren Sinne Informationen über Blutfluß oder Deoxyhämoglobinkonzentrationsänderungen in tierischen und menschlichen Organen zu erlangen.

Magnetresonanz-Spektroskopie (MRS) ermöglicht die Messung der räumlichen Dichteverteilung bestimmter chemischer Komponenten in einem Material, insbesondere in biologischem Gewebe.

Eine schnelle Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI) in Verbindung mit Magnetresonanzspektroskopie (Magnetic Resonance Spectroscopy - MRS) macht es möglich, örtliche Verteilungen von Stoffwechselprozessen zu untersuchen. Beispielsweise wird eine regionale Hämodynamik mit Veränderungen in Blutvolumina und Blutzuständen sowie Änderungen des Stoffwechsels in vivo in Abhängigkeit von einer Gehirnaktivität ermittelt, siehe: S. Posse et. al.: Functional Magnetic Resonance Studies of Brain Activation; Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol. 1, No 1, 1996; p. 76-88.

Eine experimentelle Untersuchung der Hämodynamik ist dargestellt in: "The variability of human BOLD hemodynamic responses: Aguirre; NeuroImage, 1998, Vol. 8(4), p. 360-369, ferner in "J. Rajapakse, F. Kruggel, D. Y. von Cramon, Neuronal and hemodynamic responses from functional MRI time-series: A comutational model, in "Progress in Connectionist-Based Information Systems (ICONIP'97)" (N. Kasabov, R. Kozma, K. Ko, R. O'Shea, G. Coghill, T. Gedeon, Eds.), p. 30-34, Springer, Singapur, 1997" und "Modeling Hemodynamic Response for Analysis of Functional MRI Time- Series: Jagath c. Rajapakse, Frithjof Kruggel, Jose M. Maisog und D. Yves von Cramon; Human Brain Mapping 6 : 283-300, 1998" mit vorgeschlagenen Gauß- und Poisson- Funktionen.

Durch NMR-Bildgebungsmethoden werden Schichten oder Volumina selektiert, die unter dem geeigneten Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und dem Anlegen von magnetischen Gradientenfeldern ein Messignal liefern, welches digitalisiert und als ein ein- oder mehrdimensionales Feld im Messcomputer gespeichert wird.

Aus den aufgenommenen Rohdaten wird durch eine ein- oder mehrdimensionale Fourier-Transformation die gewünschte Bildinformation gewonnen (rekonstruiert).

Ein rekonstruiertes Schichtbild besteht aus Pixeln, ein Volumendatensatz aus Voxeln. Ein Pixel (Picture Element) ist ein zweidimensionales Bildelement, beispielsweise ein Quadrat. Das Bild ist aus den Pixeln zusammengesetzt. Ein Voxel (Volume Pixel) ist ein dreidimensionales Volumenelement, beispielsweise ein Quader. 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 besagt, dass die Bildebenen eine Dicke haben.

Durch funktionale Kernmagnetresonanz ist es möglich, dynamische Veränderungen zu erfassen und hierdurch einen zeitlichen Verlauf von Prozessen zu überwachen.

Bei funktionaler Kernmagnetresonanz-Bildgebung (functional Magnetic Resonance Imaging - fMRI) werden Bilder erzeugt, die lokale Veränderungen beinhalten.

Ferner ist bekannt, mit funktionaler Kernmagnetresonanz, beziehungsweise mit funktionaler Kernmagnetresonanz- Bildgebung, eine neuronale Aktivierung zu untersuchen. 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. Oxyhämoglobin hat eine magnetische Suszeptibilität, die im Wesentlichen der Gewebestruktur im Gehirn entspricht, so dass magnetische Feldgradienten über einer Grenze zwischen oxyhämoglobinhaltigem Blut und dem Gewebe sehr klein sind. Sinkt die DOH-Konzentration aufgrund einer einen zunehmenden Blutfluss auslösenden Gehirnaktivität, so wird die Signalrelaxation in den aktiven Arealen des Gehirns verlangsamt. 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 Dependent - Effekt) bekannt und führt bei suszeptibilitätsempfindlichen magnetischen Resonanzmessungen bei einer Feldstärke eines statischen, beispielsweise 1,5 Tesla starken Magnetfeldes, zu bis ca. 5%igen Zunahmen der Bildhelligkeit in aktivierten Hirnregionen. Anstelle des endogenen Kontrastmittels DOH können auch andere Kontrastmittel treten, die eine Änderung in der Suszeptibilität hervorrufen.

Eine Unterdrückung von Lipidsignalen ist vorteilhaft. Dabei wird vorzugsweise eine frequenzselektive Lipid-Vorsättigung angewendet.

Bei der Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um eine spektroskopische Echo-Planar-Bildgebungsmethode, insbesondere um eine wiederholte zweidimensionale Echo- Planar-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 werden kann und vorzugsweise 20 bis 100 ms beträgt.

Durch die mehrfache Wiederholung der Echo-Planar-Kodierung wird während eines Signalabfalls ein Verlauf des Signalabfalls in der Abfolge von rekonstruierten Einzelbildern dargestellt.

Eine Quantisierung der Relaxationszeit T₂* erfolgt mit mehreren Bildern, die bei verschiedenen Echozeiten aufgenommen wurden. Die Anzahl der Bilder ist bei einer gegebenen Matrixgröße durch Eigenschaften der Messapparatur und den Wert von T₂* begrenzt. Zur Erzeugung von quantitativen Bildern muß daher eine Datenanpassung erfolgen, die auf eine beschränkte Anzahl von Datenpunkten, die möglicherweise verrauscht sind, gestützt ist.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die Auflösung der aufgenommenen Bilder zu verbessern und einen Einfluss von Störsignalen zu verringern.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, dass die Messignale in einer ersten Akquisitionssequenz für verschiedene Echozeiten erfaßt werden, dass für mehrere Echozeiten in der Akquisitionssequenz im Wesentlichen gleiche Phasenlagen gewählt werden und dass die Akquisitionssequenz wenigstens einmal wiederholt wird.

Es ist zweckmäßig, dass für alle Echozeiten einer Akquisitionssequenz die gleiche Phasenlage gewählt wird.

Ferner ist es vorteilhaft, dass solche Messignale, die zu einer ausgewählten Echozeit gehören, zu einem Erfassungsbereich zusammengefasst werden.

Eine weitere Verbesserung der Bestimmung des Wertes der Relaxationszeit T₂* wird dadurch erreicht, dass der Erfassungsbereich im Wesentlichen einer Ebene in einem (k_x, t, k_z)-Raum entspricht.

Ferner ist es zweckmäßig, dass Signale, die zu wenigstens zwei verschiedenen Echozeiten gehören, für eine Korrektur von geometrischen Störungen zusammengefasst werden.

Die Erfindung sieht ferner vor, eine Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten, mit wenigstens einem Speicher für eine Speicherung von ermittelten Messdaten in einer k_x- Dimension, einer t-Dimension und in einer k_y-Dimension so auszugestalten, dass die Vorrichtung einen Sortierer enthält, der eine Umordnung der Rohdaten in eine Reihenfolge bewirkt, in der die Daten der k_y-Dimension vor der t-Dimension angeordnet sind, und dass in dem Speicher und/oder in einem weiteren Speicher die transformierten Messignale so gespeichert sind, dass Daten von verschiedenen Akquisitionssequenzen in dem Speicher hintereinander angeordnet sind.

Eine geeignete Methode, Bilder zu gewinnen ist eine Fourier-Transformation. Zu einer Geschwindigkeitserhöhung eignet sich eine schnelle Fourier-Transformation (Fast Fourier-Transformation - FFT).

Die erfindungsgemäße Echo-Planar-Bildgebung ist sehr schnell. Daher eignet sie sich insbesondere für die Erfassung von Bildern von spektroskopischen Eigenschaften des gesamten Gehirns, bei der sonst wesentlich größere Akquisitionszeiten erforderlich sind. Die Erfindung ermöglicht somit insbesondere eine schnelle spektroskopische Bildgebung. Bei einer Feldstärke von beispielsweise 1,5 T beträgt die Zeit, die zur Aufnahme einer Schicht erforderlich ist, etwa 100 ms, was bei einer zweckmäßigen Abdeckung des gesamten Gehirns in beispielsweise 32 Schichten eine gesamte Aufnahmezeit von etwa 4 sec. erfordert. Die hämodynamische Antwortfunktion (Haemodynamic Response Curve) sollte hingegen mit einer Rasterungszeit erfaßt werden, die ausreicht um eine gute Datenanpassung vorzunehmen.

Eine mögliche Methode zur Lösung dieses Problems ist eine mehrfache Wiederholung der Messungen mit schrittweise versetzten Zeitverschiebungen, was zu Ergebnissen führt, die Messungen mit einer kleineren Rasterzeit entsprechen. Diese Methode ist mit dem Nachteil verbunden, dass durch die mehrfache Wiederholung der Messungen die gesamte Messzeit ansteigt und dass Instabilitäten des zur Untersuchung der kernmagnetischen Resonanz eingesetzten Scanners die Messung beeinflussen.

Die Keyhole ("Schlüsselloch")-Bildgebungsmethode sieht vor, ein Signal im reziproken k-Raum in zwei verschiedene Bereiche zu separieren, und zwar erstens in einen Zentralbereich mit kleinen räumlichen Frequenzen, der verantwortlich ist für die Kontrastgebung in dem erzeugenden Bild und zweitens in äußere Regionen des k- Raums, die hohe räumliche Frequenzen aufweisen und die wesentliche Informationen über die räumliche Auflösung enthalten. Bei mehreren zeitlich aufeinander folgenden Messungen, bei denen Kontraständerungen untersucht werden, ist es vernünftig, der Untersuchung nur den zentralen Bereich des k-Raums zugrunde zu legen.

Weitere Vorteile, Besonderheiten und zweckmäßige Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen und der nachfolgenden Darstellung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels anhand der Zeichnungen.

Die Zeichnung zeigt eine für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignete Anregungssequenz.

Von den Zeichnungen zeigt:

Fig. 1 eine für die Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignete Anregungssequenz und

Fig. 2 eine schematische Darstellung einer Erfassung eines Ortsfrequenzraumes (k-Raumes).

Nachfolgend wird dargestellt, wie durch eine geeignete Phasenkodierung zuverlässigere Werte für T₂* erhalten werden.

Hierzu ist eine gute Datenanpassung zweckmäßig, da sie den Einfluss von Messfehlern deutlich verringert und so die Detektion von subtileren Aktivierungen, die sich aus komplizierten Paradigmata ergeben, ermöglicht.

Die Methode, die in Fig. 1 dargestellt wird, zeigt ein Akquisitionsverfahren, das eine Aufnahme von Daten für eine nachfolgende Bestimmung von T₂*-Werten ermöglicht.

Diese Methode basiert auf der Anwendung der EPSI-Technik, wie sie beispielsweise in dem Artikel von P. Mansfield: Magn. Reson. Med., 1, S. 370, 1984, dargestellt ist. Sie weist jedoch eine andere Phasenkodierung auf.

Bei der erfindungsgemäßen Benutzung derselben Phasenkodierung für alle Echosignale in einer Akquisitionssequenz und anschließender n-facher Wiederholung der Akquisitionssequenz ist es möglich, die Daten nach der Messung umzuordnen. Hierdurch werden Bilder erzeugt, die Echosignale enthalten, die zur selben Echozeit T_E aufgenommen wurden und beispielsweise entweder alle gerade Echosignale oder alle ungerade Echosignale enthalten.

Wenn der einfache Fall einer "Einzelschnitt"-Anwendung mit einer Matrix von N × N betrachtet wird, dann werden N Wiederholungen benötigt.

Bezogen auf den in Fig. 1 dargestellten Fall bedeutet dies, dass anstatt der Konstruktion eines Bildes aufgrund von Echosignalen [GE(1,1), GE(2,1), GE(3,1), . . . GE(64,1)], ein Bild aufgrund von Echosignalen [GE(1,1), GE(1,2), GE(1,3), . . . GE(1,64)] konstruiert wird.

Die x-Koordinate bezeichnet ebenfalls die T_E. Alle Echosignale im zweiten Schema enthalten die gleiche Echozeit T_E.

Das Umstellungsverfahren kann vom Fachmann auf einfache Weise für andere Echosignale und für andere zu untersuchende Bereiche verallgemeinert werden.

Das oben beschriebene Akquisitionsschema beinhaltet die folgenden sehr wichtigen Vorteile:

• 1. Da alle Echos/Wiedergaben im k-Raum eines gegebenen Bildes entweder durchweg gerade oder ungerade sind, treten unter den rekonstruierten Bildern keine Geisterbilder auf.
• 2. Die Neuordnung der Echosignale stellt sicher, dass nur die Echosignale, die zu der festgelegten Echozeit T_E gehören, in einer gegebenen Ebene des k-Raums kombiniert werden. Es kommt zu keiner Faltung der Signale mit der T₂*-Abfallfunktion. Dies zeigt sich beispielsweise beim Durchqueren des k-Raums von den äußeren, weit im positiven Bereich liegenden, Linien durch das Zentrum zu den weit im negativen Bereich liegenden Linien. Die Konsequenz ist, dass die räumliche Auflösung nicht wie in normalen EPI abnimmt.
• 3. Die zentralen, mit einer Nullphase kodierten Messignale können für eine weitere, gegebenenfalls nachfolgende Phasenkorrektur genutzt werden. Somit sind keine vorausgehenden Untersuchungen notwendig, um eine Datenkorrektur durchzuführen.
• 4. Die Daten aus zwei oder mehreren Echosignalen können genutzt werden, um eine Projektionskarte für eine nachfolgende Korrektur von geometrischen Verzerrungen in den Bildern zu erstellen.

Bei der Magnetresonanzspektroskopie (MRS) entstehen Schnittbilder mit einem vorgegebenen Raster von N_y Zeilen und N_x Spalten (CSI = Chemical Shift Imaging). Bevorzugte Verfahrensschritte sind nachfolgend dargestellt:

• 1. Zunächst werden die im interessierenden Volumen der Probe befindlichen, in Anwesenheit eines äußeren Magnetfeldes B₀ = B₀e_Z polarisierten, resonanten Kernspins mittels geeigneter RF-Strahlung (RF = Radio Frequency) zur Signalgebung angeregt. Die durch die Kernspins insgesamt geformte Magnetisierung M besitzt danach eine messbare, zu B₀ orthogonale Komponente M_XY, die mit der Winkelgeschwindigkeit ω = -γB₀ präzediert.
• 2. Anschließend erfolgt die räumliche Kodierung des Signals durch die kurzzeitige Anwendung magnetischer Feldgradienten G = ΔB₀/Δr, deren Aufgabe es ist, das äußere Magnetfeld linear mit dem Ort r zu variieren. Die resonanten Kernspins präzedieren dadurch kurzzeitig mit einer zusätzlichen Kreisfrequenz Δω(r) = -γGr und senden nach Abschalten des Gradienten G ein phasenmoduliertes MR-Signal aus.
• 3. Dieses modulierte MR-Signal wird nun für eine genügend lange Zeit, d. h. in etwa so lange, bis M_XY vollständig dephasiert ist, und in genügend kurzen Zeitabständen abgetastet.
• 4. Die Schritte 2 und 3 werden so oft wiederholt, wie das Schnittbild Rasterpunkte aufweisen soll, also im dargestellten Fall (N_Y.N_X) mal. Bei jeder Wiederholung wird die Gradientenstärke G oder die Zeitdauer der Anwendung variiert, wie es für eine korrekte räumliche Kodierung notwendig ist.
• 5. Mittels eines Digitalrechners werden die so akquirierten Datenpunkte dann weiterverarbeitet und letztlich die Schnittbilder berechnet.

Für die Durchführung reichen jedoch auch einzelne der genannten Schritte. Beispielsweise können bei Verzicht auf eine ortsaufgelöste Kodierung der zweite und der vierte Schritt entfallen. Es ergeben sich als Resultat jeweils ortsaufgelöste Frequenzspektren, aus denen die relative Konzentration einzelner chemischer Komponenten berechnet werden kann. Diese sind deswegen unterscheidbar, weil das effektive Magnetfeld am Ort eines Kerns und damit auch die Präzessionsfrequenz des Kerns von seinem Muttermolekül abhängen, welches das äußere Magnetfeld mehr oder weniger stark abschirmt.

Am zweckmäßigsten werden für die Untersuchung von biologischem Gewebe Protonen als resonante Kerne gewählt. Dabei sollen die sehr starken Signale des Wassers und der Lipide mit Konzentrationen im zweistelligen molaren Bereich unterdrückt werden, um die interessanten Stoffwechselprodukte (Metabolite) im millimolaren Bereich zu detektieren. Das Signal der Wasserprotonen ist relativ leicht zu unterdrücken, da dieses im Frequenzspektrum quasi isoliert dasteht und deswegen durch geeignete RF-Strahlung zunichte gemacht werden kann. Es gibt Kombinationen von CHESS-Pulsen (CHESS = CHEmical Shift Selective), mit denen sich Unterdrückungsfaktoren von bis zu 3000 erzielen lassen.

Zur Reduktion der Messdauer um mehr als eine Größenordnung bei ortsaufgelöster Spektroskopie läßt sich die Phasenkodierung teilweise mit dem Auslesen des MR-Signals verbinden. Diese als Echo Planar Spectroscopic Imaging (EPSI) bekannte Technik gilt auf klinischen Kernspin- Tomographen als schwer zu implementieren und stellt zusätzlich hohe Anforderungen an die Güte der Hardware- Komponenten, besonders an die Homogenität des Hauptmagnetfeldes B₀. Die EPSI-Methode findet daher noch keine so weite Anwendung, was sich jedoch mit der nächsten Generation von Kernspin-Tomographen ändern kann. Der Vorteil liegt in einer um den Faktor N_X verkürzten Messdauer.

Eine PRESS-Anregung dient zur gezielten Anregung eines Probenvolumens, das als Schnittquader von 3 orthogonalen Schichten definiert ist. Die Kernspins innerhalb dieses Zielvolumens erzeugen das MR-Signal aus einem Doppel- Spinecho, entsprechend der 3 schichtselektiven RF-Pulse, woraus PRESS aufgebaut ist:

90°-t₁-180°-t₁-Spinecho-t₂-180°-t₂-Messung,
wobei vorzugsweise gilt: t₂ ≧ t₁.

Spins, die außerhalb des Zielvolumens liegen, aber den 90°-Puls gespürt haben, erfahren höchstens einen weiteren 180°-Puls und werden ansonsten durch die benötigten Schichtselektionsgradienten dephasiert. Spins, die keinen 90°-Puls erfahren haben, führen auch dann zu keinem messbaren Signal, wenn sie einen oder beide 180°-Pulse gespürt haben.

Eine Unschärfe von Schichtprofilen der 180°-Pulse, durch die es zu unerwünschten MR-Signalen von außerhalb des interessierenden Volumens kommen kann, soll vermieden werden. Eine Möglichkeit hierzu ist eine Dephasierung des Signals (Crushing). Das "Crushing" kann am einfachsten dadurch erreicht werden, dass die Schichtselektionsgradienten der beiden 180°-Pulse länger andauern als es sonst nötig wäre. Die Schichtselektionsgradienten müssen aber weiterhin symmetrisch um die 180°-Pulse angeordnet werden, um die Spin-Rephasierung nicht zu zerstören.

Eine weitere Verbesserung kann dadurch erzielt werden, dass das Crushing mit deutlich stärkeren, zum Schichtselektionsgradienten orthogonalen Gradienten durchgeführt wird. Hierdurch wird eine mögliche Rephasierung unerwünschter stimulierter Echos ausgeschlossen.

Anschließend wird eine Signalanregung, insbesondere eine PRESS-Signalanregung, mittels räumlich-spektraler Kodierung (EPSI) ausgelesen. In einem (k, t)-Diagramm wird dabei pro PRESS-Anregung eine ganze (k_X, t)-Schicht akquiriert. Welche Schicht das ist, wird direkt nach der PRESS-Anregung mittels eines Phasenkodiergradienten in k_Y-Richtung ausgewählt. Für die Messung einer (k_X, t)-Schicht muß das Signal also nur einmal angeregt werden, im Gegensatz zur herkömmlichen spektroskopischen Bildgebung, wo dafür N_X Signalanregungen notwendig wären. Nachdem diese EPSI- Auslesung vollständig ist, werden die Messdaten in geeigneter Weise uminterpretiert, nämlich als (k_X, k_Y)- Schichten zu verschiedenen Zeitpunkten t. Formal geschieht dies durch eine Umordnung der Messdaten. Danach können die Daten mit den üblichen Methoden der herkömmlichen spektroskopischen Bildgebung weiterverarbeitet werden.

Die Koordinaten (k_X, k_Y) sind lediglich beispielhaft dargestellt. Der Fachmann kann für jede Untersuchung geeignete (k_X, k_Y) auswählen.

Nachfolgend wird dargestellt, wie mit Hilfe der Erfindung ein BOLD-Effekt untersucht werden kann. Zu diesem Zweck wurden Messungen an Probanden auf einem Vision-1,5-T- Ganzkörperscanner durchgeführt. Die Untersuchungen zeigen die Reaktionen von Probanden auf rotes Flickerlicht mit einer Frequenz von etwa 8 Hz. Zur Erhöhung der Sensibilität der Messvorrichtung im okzipitalen Kortex, wo sich das Sehzentrum befindet, wurde eine flexible Quadratur- Oberflächenspule benutzt. Mit dieser Versuchsanordnung werden folgende Messungen durchgeführt:
100 EPI-Scans mit einem (10-[5-10]⁶)-Paradigma, jeweils 10 Basisbilder (LED-Brille ausgeschaltet) und 5 Aktivierungsbilder (LED-Brille eingeschaltet):
Die Paradigma-Repetitionszeit zwischen den einzelnen EPI- Scans beträgt T_PR = T_R = 3s, die Echozeit wird zu T_E = 66 ms gewählt. Die räumliche Auflösung in jeder Schicht ist 6.25 × 6.25 mm², entsprechend einer 32 × 32-Bildmatrix und einem FOV (Field of View) von 200 × 200 mm². Die insgesamt 4 räumlichen Schichten haben eine Dicke von jeweils 10 mm, mit einem Abstand von 1 mm zwischen zwei Schichten. Wegen des langen T_R kann ein Flipwinkel von 90° gewählt werden. Die EPI-Bildrekonstruktion erfolgt vorzugsweise online durch den MR-Scanner.

Es ist besonders vorteilhaft, dass die EPI-Scans einen zu untersuchenden Ortsfrequenzraum mit möglichst wenigen Vorzeichenwechseln eingesetzter Abtastrichtungen durchlaufen.

Ein derartiges bevorzugtes Durchlaufen des Ortsfrequenzraumes wird nachfolgend anhand von Fig. 2 beispielhaft dargestellt.

Ein Teilbild (a) von Fig. 2 zeigt eine bekannte Erfassung des Ortsfrequenzraumes mittels Echo-Planar-Bildgebung (Echo-Planar-Spectroscopic-Imaging - EPI).

Hierbei sind Echosignale E_x,y dargestellt, wobei die x- Koordinate eine Erfassungszeit angibt.

Die einzelnen Echosignale werden hierbei zu verschiedenen Zeiten erfasst, so dass zeitlich spätere Echosignale von dem T₂*-Abfall beeinträchtigt werden.

Ein Teilbild (b) von Fig. 2 zeigt eine erfindungsgemäße Erfassung des Ortsfrequenzraumes mittels einer umgeordneten Echo-Planar-Bildgebung.

Zwischen geraden und ungeraden Echosignalen erfolgt ein Vorzeichenwechsel der Erfassungsrichtung.

Hierbei sind gleichfalls Echosignale E_x,y dargestellt, wobei die x-Koordinate wiederum die Erfassungszeit angibt.

Hierbei werden alle Echosignale E_x,y mit gleicher Echozeit erfaßt, so dass eine Beeinträchtigung durch den T₂*-Abfall vermieden wird.

Außerdem wird zwischen geraden und ungeraden Echosignalen der Vorzeichenwechsel der Erfassungsrichtung vermieden.

Ein konventionelles Durchlaufen des Ortsfrequenzraumes ist zwar möglich, jedoch beinhaltet die Umordnung mehrere erhebliche Vorteile. Die Vorteile sind insbesondere eine hohe räumliche Auflösung und ein Geschwindigkeitsgewinn.

Nachfolgend wird dargestellt, wie ein Umordnen von Rohdaten vorzugsweise erfolgen kann.

Ein Umordnen der Rohdaten erfolgt vorzugsweise so, dass zuvor in einer Reihenfolge k_x, t, k_y vorliegende Daten so umgeordnet werden, dass sie die Reihenfolge k_x, k_y, t aufweisen. Hierbei bezeichnet kx die Dimension, in derer die Messung zunächst erfolgt. Hieran schließt sich in den arsprünglichen Daten eine Zeitdimension t an. In den arsprünglichen Daten folgt der Zeitdimension t die weitere Raumdimension k_y. Das Umordnen der Rohdaten kann auf verschiedene Arten erfolgen.

Eine besonders zweckmäßige Anordnung der Rohdaten erfolgt durch eine geeignete Datenverarbeitungsroutine. Die Datenverarbeitsroutine bearbeitet die ursprünglichen Datensätze so, dass die Daten in das gewünschte Format transferiert werden.

Ein in der Computersprache C geschriebenes Programm, das eine gewünschte Umordnung der Messdaten bewirkt, ist nachfolgend wiedergegeben.

Claims (6)

1. Bildgebungsverfahren, bei dem durch Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und Anlegen von wenigstens einem magnetischen Gradientenfeld Schicht- oder Volumenbereiche selektiert werden, in denen kernmagnetische Resonanzen angeregt und als Messignale ermittelt werden, dadurch gekennzeichnet, dass die Messignale in einer ersten Akquisitionssequenz für verschiedene Echozeiten erfaßt werden, dass für verschiedene Echozeiten in der Akquisitionssequenz im Wesentlichen gleiche Phasenlagen gewählt werden und dass die Akquisitionssequenz wenigstens einmal wiederholt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass für alle Echozeiten einer Akquisitionssequenz die gleiche Phasenlage gewählt wird.

3. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekenn­ zeichnet, dass Messignale, die zu einer ausgewählten Echozeit gehören, zu einem Erfassungsbereich zusammengefasst werden.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Erfassungsbereich im Wesentlichen einer Ebene in einem (k, t)-Raum entspricht.

5. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekenn­ zeichnet, dass Signale, die zu wenigstens zwei verschiedenen Echozeiten gehören, für eine Korrektur von geometrischen Störungen zusammengefasst werden.

6. Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten, mit wenigstens einem Speicher für eine Speicherung von ermittelten Messdaten in einer k_x-Dimension, einer t- Dimension und in einer k_y-Dimension, dadurch gekennzeich­ net, dass die Vorrichtung einen Sortierer enthält, der eine Umordnung der Rohdaten in eine Reihenfolge bewirkt, in der die Daten der k_y-Dimension vor der t- Dimension angeordnet sind, und dass in dem Speicher und/oder in einem weiteren Speicher die transformierten Messignale so gespeichert sind, dass Daten von verschiedenen Akquisitionssequenzen in dem Speicher hintereinander angeordnet sind.