EP1183547A1

EP1183547A1 - 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

Info

Publication number: EP1183547A1
Application number: EP00936673A
Authority: EP
Inventors: Valeri Kiselev; Stefan Wiese; Stefan Posse
Original assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Current assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Priority date: 1999-05-22
Filing date: 2000-05-11
Publication date: 2002-03-06
Also published as: WO2000072035A1; DE19923587A1; DE19923587B4

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Computer zur Auswertung von Daten aus der kernmagnetischen Resonanztomographie, wobei die Daten wenigstens ein Relaxationssignal einer Probe enthalten. 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 TE separiert.

Description

Beschreibung

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

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 Hochfreguenzimpulsen 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-Transf ormation 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 zweidi ensionales 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 soinatosensorisoher, 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 T_E auf unterschiedliche Weise abhängen.

Die Erfindung sieht insbesondere vor, einen Computer zu schaffen, mit dem eine schnelle spektroskopische 3ildgebungsmethode realisiert wird, die Änderungen der NMR-

Signalrelaxation mit einer Zeitkonstante T₂ ^* = 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 T_E abhängen und in wenigstens einen anderen Bestandteil, der nicht von der Echozeit T_E abhängt und daß die Signale, die von der Echozeit T_E 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 T_E abhängt und in wenigstens einen anderen Bestandteil, der nicht von der Echozeit T_E abhängt und wobei das Auswertemittel die Signale, die von der Echozeit T_E 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 T_E 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 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 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 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 So 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)/So 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:

Fig. 1 Multiecho-Sequenz mit mehreren Meßsequenzen , die jeweils einer Spinanregung (*) folgen und mit Erfassung von mehreren Echozeiten T_E,

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 T_E 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 T_E dargestellt.

Die Meßsequenzen der Multiecho-Sequenz wurden mit der Turbo- ?Ξ?SI-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 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 T_E 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:

-7V7;

S = S_Qe ^XE' 2

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- ^ ltiecho-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 S₀ 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 Ξignaländerungen 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 -nor-oexponentiellen 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 ΔSo = 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^~τ _E ^τ 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-1, 5-Tesla-

Scanner. Mit einer Mehrschicht-Turbo-PEPSI-Sequenz wurden 12

EPI-Bilder (Matrixgröße: 64 x 32 Pixel, Pixelgröße: 3 x 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 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 (w ) 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

ROI ξ σ(ΔT₂ ^*)/T₂(%) σ(g)/S₀ (%) vc(20) - 0.62 ± 0.21 4.3 ± 0.1 0.75 ± 0.05 mc(20) -0.11 ± 0.14 0.26 ± 0.16 0.79 ± 0.05 wm(21) -0.009 ± 0.19 -0.001 ± 51 0.93 ± 0.07 out (21) -0.19 ± 0.11 not fitted 0.66 ± 0.01 vc(28) 0.67 ± 0.12 3.6 ± 0.1 0.42 ± 0.07 mc(32) -0.22 ± 0.14 0.6 ± 0.8 0.72 ± 0.06 wm(32) -0.29 ± 0.06 0.4 ± 1.2 0.64 ± 0.06 j out(38) -0.12 ± 0.25 not fitted 0.45 ± 0.01

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 So- Rauschen ist so klein, daß eine genauere Untersuchung des So-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 (Vx) 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

Patentansprüche

1. Computer zur Auswertung von Daten aus kernmagnetischer Resonanz, wobei die Daten wenigstens ein

Relaxationssignal einer Probe enthalten, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, 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.

2. Computer nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß das Auswertemittel die Daten in wenigstens einen Anteil separiert, der von einer Echozeit T_E abhängt und in wenigstens einen anderen Bestandteil, der nicht von der Echozeit T_E abhängt und wobei das Auswertemittel die Signale, die von der Echozeit T_E abhängen, als Aktivierungssignale erfaßt.

3 Kernresonanztomograph, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, 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, d a d u r c h g e k e n n z e i c h - n e t, daß die Daten in wenigstens zwei Anteile mit einer voneinander verschiedenen Abhängigkeit von einer Echozeit T_E separiert werden.

5. Verfahren nach Anspruch 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß Intensitätswerte der gemessenen Daten erfaßt und in wenigstens zwei voneinander verschiedene Abhängigkeiten von der Echozeit T_E separiert werden.

6. Verfahren nach Anspruch 5, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß ein Ausmaß einer statistischen Variation der Intensitäten erfaßt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 6, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß eine Standardabweichung der Intensitäten ermittelt wird.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 7, d a - d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, 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.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 8, d a - d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß wenigstens ein Signal ermittelt wird, das proportional zu T_E exp (-T_E/T₂ ^*) , ist.

10. Verfahren nach Anspruch 9, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß T₂ ^* mittels der Formel S = S₀ exp (-T_E/T₂ ^*) +g ermittelt wird.

11. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 4 bis 10, d a d u r c h g e k e n n - z e i c h n e t, daß statistische Schwankungen von ΔT₂ ^* ermittelt werden.

12. Verfahren nach Anspruch 11, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß eine

Standardabweichung σ(ΔT₂ ^*) ermittelt wird.

13. Verfahren nach Anspruch 12, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß ein Quotient σ(ΔT₂ ^*)/T₂ ^* gebildet und als Maßstab für eine Aktivität erfaßt wird.

1 . Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 4 bis 13, d a d u r c h g e k e n n - z e i c h n e t, daß eine statistische Abweichung einer Startintensität S₀ ermittelt wird.

15. Verfahren nach Anspruch 14, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß eine Standardabweichung σ(ΔS₀) ermittelt wird.

16. Verfahren nach Anspruch 15, d a d r c h g e e n n z e i c h n e t, daß ein Quotient σ(ΔS₀)/S₀ ermittelt wird.

17. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 4 bis 16, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß eine statistische Schwankung von einem Rauschsignal g ermittelt wird.

18. Verfahren nach Anspruch 17, d a d r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß eine Standardabweichung σ(g) von g gebildet wird,

19. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 4 bis 18, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß die aufgenommenen Daten in einem wenigstens zweidimensionalen 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.

20. Verfahren nach Anspruch 19, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß σ(ΔT^*' und σ(g) durch nachfolgende Schritte bestimmt werden: (i) Anpassen von über DTR gemittelten Signalen an einen exponentiellen Zerfall in Abhängigkeit von DTE und

Bestimmung von S₀ und T₂ ^*; (ii) 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); (iii) Anpassen von

σ(AS)

und Ermittlung von σ(ΔS/So) als Funktion von T_E.

21. Verfahren nach Anspruch 20, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß bei Anpassen von σ(ΔS)/S₀ der Ausdruck <ΔS₀ΔT₂ ^*> = 0 gesetzt wird.