NL1023455C2 - Werkwijze en kernspintomografie-apparaat voor de weergave met plaatselijke resolutie van een verandering van de functionele activiteiten van de hersenen. - Google Patents

Description

Werkwijze en kernspintomografie-apparaat voor de weergave met plaatselijke resolutie van een verandering van de functionele activiteiten van de hersenen

De onderhavige uitvinding heeft betrekking op een werkwijze en een kemspin-5 tomografie-apparaat voor de weergave met plaatselijke resolutie van een verandering van de functionele activiteiten van de hersenen van een geobserveerd levend organisme door middel van magnetische kernspinresonantie.

Het is bekend dat bijvoorbeeld door externe stimulatie opgewekte hersenactivi-teiten in de schors van de grote hersenen van mensen met kemspintomografen aange-10 toond kunnen worden. Bij een dergelijke externe stimulatie kan het bijvoorbeeld om een visuele of akoestische prikkeling gaan.

Een gewoonlijk met behulp van kemspintomografie uitgevoerd experiment is het zogenaamde fMRI-BOLD-experiment. “fMRI” betekent daarbij functionele magnetische resonantietomografie, BOLD “blood oxygenation level dependent” (van het 15 bloedzuurstofgehalte afhankelijk). Het is het doel van de functionele magnetische resonantietomografie om precies die activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme te detecteren, die op een bepaalde stimulatie teruggevoerd kunnen worden. Hierdoor is het bijvoorbeeld voor de operatieve verwijdering van een hersentumor mogelijk functionele centra van de hersenen van de tumor af te grenzen, 20 om een beschadiging van functioneel belangrijke gebieden van de hersenen van de patiënt te vermijden.

Het BOLD-effect is gebaseerd op verschillende magnetische eigenschappen van geoxygeneerd en gedesoxygeneerd haemoglobine in het bloed. Desoxyhaemoglobine heeft in tegenstelling tot diamagnetisch oxyhaemoglobine twee ongepaarde 25 ijzerelektronen en is derhalve paramagnetisch. Een verhoging van de lokale concentratie van desoxyhaemoglobine als gevolg van een lokale hersenactiviteit (neuronale activiteit) leidt derhalve tot een inhomogeen lokaal magneetveld. Dit versnelt de ontleding van een beeldgevende dwarsmagnetisering van door middel van een kernspintomografie-apparaat gestimuleerde kemspin. Bij versterkte 30 hersenactiviteiten wordt de daarmee verbonden toegenomen zuurstofbehoefte door een verhoogde toevoer van diamagnetisch oxyhaemoglobine overgecompenseerd. Gradiëntechosequenties van het kernspintomografie-apparaat, die bijzonder gevoelig op lokale veldinhomogeniteiten reageren, tonen derhalve bij versterkte 1023455 I hersenactiviteiten een zwakke intensiteitverhoging in het beeld van de magnetische I resonantie.

I Een kernprobleem van de functionele magnetische resonantietomografie bestaat I dus daaruit, door een bepaalde stimulatie opgewekte hersenactiviteiten van andere her- I S senactiviteiten te scheiden.

I Voor de oplossing van dit probleem is het bekend om voor iedere pixel (beeld· I punt) van (vaak meerdere honderden) in de tijd op elkaar volgende magnetische reso- I nantiébeelden van de hersenen van het geobserveerde levende organisme een correla- I tiecoëfficiënt tussen een voor de stimulatie gebruikte stimulatiefunctie en het verkregen 10 seriële signaalverloop van de desbetreffende pixel te berekenen. Mathematisch gefor- muleerd wordt voor iedere pixel bepaald of er een significant verband tussen het ver- I loop in de tijd van de stimulatiefimctie en een schommeling in de helderheid van de I pixel bestaat H Hieruit wordt duidelijk dat het verloop in de tijd van de stimulatiefunctie betrok· H 15 ken op de gegenereerde magnetische resonantiebeelden van de hersenen van het geob- I serveerde levende organisme voor de uitvoering van de correlatie bekend dient te zijn.

Derhalve worden als stimulatiefuncties in de regel periodieke functies gebruikt Een kenmerkende stimulatiefunctie is aldus een periodieke opeenvolging van door pauzes gescheiden stimulaties (b.v. 20 sec vingerbeweging, 30 sec rust, 20 sec vingerbewe- 20 ging, 30 sec rust,.....).

Het is een nadeel bij de hiervoor beschreven correlatie dat een precieze kennis van de stimulatiefunctie noodzakelijk is, zodat onderzochte cognitieve processen gere- gistreerd kunnen worden.

I Een verdere mogelijkheid binnen de grenzen van de functionele magnetische I 25 resonantietomografie om verschillende hiervoor genoemde hersenactiviteiten te scheiden openbaart een studie van G. Krüger, G.H. Glover: “Physiological noise in H oxygenation-sensitive magnetic resonance imaging”, Magn. Reson. Med. 46: 631-637 (2001), waarin het vermoeden geuit wordt (p. 636, linkerkolom, alinea 2), dat een deel van de zogenaamde ruis - berustend op het BOLD-effect - voor de hersenstofwisseling 30 en neuronale activiteiten bestemd is. Daarbij wordt getoond hoe op grond van de te onderscheiden afhankelijkheid van de aparte ruiscomponenten (thermische ruis, scannerruis, fysiologische ruis, enzovoort), die de totale ruis afbeelden, door de 1 n ? 3 4 5 5 3 .· » fliphoek (α) en echotijd (TE) van deze voor het BOLD-effect bestemde ruis rekenkundig gescheiden kan worden.

De afhankelijkheid van een op BOLD-effect gebaseerde signaalkarakteristiek van fliphoek (a) en echotijd (TE) alsmede van de laagdikte (ST) binnen de grenzen van 5 FLASH-volgordes bij 2 Tesla wordt door Chr. Preibisch, A. Haase: “Functional MR Imaging of the human brain using FLASH: Influence of various imaging parameters” J. Magn. Reson 140:162-171 (1999) in een aantal meetseries experimenteel bevestigd.

Het is het probleem van de onderhavige uitvinding om een werkwijze en een kemspintomografie-apparaat ter beschikking te stellen, die een registratie en weergave 10 van veranderingen van de functionele activiteiten van de hersenen van een geobserveerd levend organisme op eenvoudige wijze en met verhoogde nauwkeurigheid mogelijk maken.

Het probleem wordt met de kenmerken van de onafhankelijke conclusies opgelost. Verdere uitvoeringsvormen van de uitvinding worden gegeven in de volgconclu- 15 sies.

Volgens de onderhavige uitvinding omvat een werkwijze voor de weergave van functionele activiteiten in de hersenen van een geobserveerd levend organisme door middel van magnetische kernspinresonantie de volgende stappen - bepaling van in de tijd op elkaar volgende magnetische resonantiebeelden van 20 de hersenen van het met of zonder een externe stimulatie gestimuleerde levende organisme onder variatie van de draaihoek en de echotijd; - berekenen van een op dezelfde pixels van de in de tijd op elkaar volgende beelden betrokken ruisgehalte voor iedere pixel; - ontleding van het ruisgehalte van iedere pixel in een eerste, van de draaihoek 25 onafhankelijke ruiscomponent en een tweede, van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent; - ontleding van de tweede ruiscomponent van het ruisgehalte van iedere pixel in een derde, van de echotijd onafhankelijke ruiscomponent en een vierde, van de echotijd afhankelijke ruiscomponent; en 30 - toepassing van de aldus verkregen vierde ruiscomponent van het ruisgehalte van iedere pixel voor de detectie van neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme, 1023455 Η met het kenmerk, dat op basis van de aldus verkregen vierde ruiscomponent (ob) van I het ruisgehalte (o) van iedere pixel een weergave met plaatselijke resolutie van deze I vierde ruiscomponent op een afleesinrichting plaatsheeft en op deze derhalve de I neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen van het beschouwde individu 5 gevisualiseerd worden.

Aldus is het door middel van de werkwijze volgens de uitvinding ook zonder I kennis van het verloop in de tijd van de externe stimulatie van het levende organisme I en zonder uitvoering van een kruiscorrelatie, een t-test of een andere door middel van I een referentiefunctie werkende statistische werkwijze mogelijk neuronale activiteits- I 10 veranderingen in de hersenen van een geobserveerd levend organisme te detecteren.

I Derhalve kunnen door middel van de werkwijze volgens de uitvinding ook cog- I nitieve processen of op statistische processen terug te voeren activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme worden gedetecteerd.

I Omdat deze detectie volgens de uitvinding per pixel plaatsvindt kunnen de gede- I 15 tecteerde activiteitsveranderingen geresoleerd naar plaats worden weergegeven. Omdat I bovendien de van de draaihoek en de echotijd onafhankelijke ruiscomponenten niet aan de detectie van de gezochte pixels bijdragen kan met de werkwijze volgens de uitvin- ding een bijzonder grote gevoeligheid van de activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme worden bereikt 20 De stap van de berekening van een op dezelfde pixels van de in de tijd op elkaar volgende beelden betrokken ruisgehalte voor iedere pixel kan bij voorkeur door bere- kening van de standaardafwijking van het verloop van het signaal in de afzonderlijk I gecreëerde beelden voor iedere pixel plaatsvinden.

I Bij voorkeur vindt de stap van de ontleding van het ruisgehalte van iedere pixel in 25 de eerste, van de draaihoek onafhankelijke ruiscomponenten en de tweede, van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent door beschouwing van ten minste twee onder I toepassing van verschillende draaiboeken gecreëerde beelden plaats.

Aan de werkwijze volgens de uitvinding ligt het feit ten grondslag dat de som van de kwadraten van de eerste ruiscomponent στ en van de tweede ruiscomponent σρ het 30 kwadraat van het totale ruisen σ geeft: σ^^+σρ2

Volgens een voorkeursuitvoeringsvorm van de werkwijze volgens de uitvinding heeft de stap van de ontleding van het ruisgehalte van iedere pixel in de eerste ruiscom- ponent en de tweede ruiscomponent dan de volgende substappen I 1 n o q a s ς «· ' 5 - berekening van het kwadraat van het ruisgehalte van iedere pixel voor ten minste twee verschillende draaihoeken, waarbij de aldus verkregen waarden voor het kwadraat van het ruisgehalte in een diagram met het kwadraat van het ruis-gehalte op de abscis en het kwadraat van de met de draaihoek overeenkomende 5 signaalintensiteit van de pixel op de ordinaat een rechte lijn definiëren, die de abscis bij een draaihoek van nul graden en dus bij een signaalintensiteit van nul snijdt; - bepaling van de waarde voor het kwadraat van het ruisgehalte op het snijpunt van de rechte lijn met de abscis, om de waarde voor het kwadraat van de van de 10 draaihoek onafhankelijke eerste ruiscomponent te verkrijgen; en - bepaling van de desbetreffende helling van de aldus gedefinieerde rechte, welke vermenigvuldigd met het kwadraat van de desbetreffende signaalintensiteit de waarde voor het kwadraat van de tweede ruiscomponent geeft IS Aan de werkwijze volgens de uitvinding ligt aldus het feit ten grondslag, dat de tweede ruiscomponent oP wordt gekarakteriseerd door de signaalintensiteit s, welke door de stimulatiehoek kan worden gemoduleerd Ορ^λ.β, waarbij λ een constante helling is.

20 Daarbij moet de bepaling van de waarde voor het kwadraat van het ruisgehalte op het snijpunt van de rechte lijn met de abscis, om de waarde van het kwadraat van de van de draaihoek onafhankelijke eerste ruiscomponent te verkrijgen, niet op grafische wijze worden uitgevoerd, maar kan bij voorkeur op rekenkundige wijze plaatsvinden.

De voor iedere pixel bepaalde helling van de aldus gedefinieerde rechte lijn kan 25 als fysieke maat voor de afname van de signaal-ruis-verhouding van de desbetreffende pixel van de magnetische resonantiebeelden met T2*-zwaarte worden gebruikt, omdat aldus een verdere, de desbetreffende pixel kenmerkende factor wordt verkregen.

Bij voorkeur vindt de stap van de ontleding van de tweede ruiscomponent van het ruisgehalte van iedere pixel in de derde, van de echotijd onafhankelijke ruiscomponent 30 en de vierde, van de echotijd afhankelijke ruiscomponent door een beschouwing van ten minste twee, onder toepassing van verschillende echotijden bepaalde beelden, plaats.

1023455 Η I De derde en de vierde ruiscomponent van het ruisgehalte kunnen bijzonder ge- I makkelijk door een vergelijking van de beide onder toepassing van verschillende echo- tijden bepaalde beelden worden bepaald.

I Aan de werkwijze volgens de uitvinding ligt het feit ten grondslag dat de som van I 5 de kwadraten van de derde ruiscomponent σΝΒ en van de vierde ruiscomponent cb ge- I lijk is aan het kwadraat van de tweede ruiscomponent σρ: σρ2=σΝΒ2+σΒ2· I Volgens een uitvoeringsvorm die bijzondere voorkeur heeft kan het verloop van I de derde ruiscomponent onb worden beschreven als onb ~ So'exp(-TER2*), waarbij R2* I een in een verkregen magnetisch resonantiesignaal aanwezige dwars-relaxatiesnelheid, I 10 TE de echotijd van de desbetreffend bepaalde magnetische resonantiebeelden en So een I beginwaarde voor een echotijd gelijk aan nul van een met een effectieve relaxatietijd I T2* gewogen magnetisch resonantiesignaal is.

Overeenkomstig kan het verloop van de vierde ruiscomponent ob volgens deze I uitvoeringsvorm die bijzondere voorkeur heeft worden beschreven als ob ~ 15 S0 TER2* exp(-TER2*), waarbij R2* een in een verkregen magnetisch resonantiesig- I naai aanwezige dwars-relaxatiesnelheid, TE de echotijd van de desbetreffend bepaalde H magnetische resonantiebeelden en So een beginwaarde voor een echotijd gelijk aan nul I van een met een effectieve relaxatietijd T2* gewogen magnetisch resonantiesignaal is.

De stap van de ontleding van de tweede ruiscomponent van het ruisgehalte van 20 iedere pixel in de derde ruiscomponent en de vierde ruiscomponent omvat dan bij voorkeur de volgende substappen I - berekening van het kwadraat van het ruisgehalte van iedere pixel voor ten min- ste twee verschillende draaihoeken voor ten minste twee verschillende echotij- dra, waarbij de aldus voor iedere echotijd verkregen waarden voor het kwadraat 25 van het ruisgehalte in een diagram met het kwadraat van het ruisgehalte op de abscis en de met de draaihoek evenredige signaalintensiteit op de ordinaat tel- I kens een rechte lijn definiëren; H - bepaling van de desbetreffende helling van de aldus gedefinieerde rechte lijn, om het kwadraat van de derde ruiscomponent te verkrijgen en om het kwadraat 30 van de vierde ruiscomponent te verkrijgen; - bepaling van de volgens de formules onb ~ So'exp(-TE'R2*) en ob ~

So TE'R2* exp(“TE R2*) gedefinieerde derde ruiscomponent onb en vierde ruis- component σΒ, waarbij R2* een in een verkregen magnetisch resonantiesignaal I 1023455 i * ' 7 aanwezige dwars-relaxatiesnelheid, TE de echotijd van de desbetreffend bepaalde magnetische resonantiebeelden (30) en So een beginwaarde voor een echotijd (TE) gelijk aan nul van een met een effectieve relaxatietijd T2* gewogen magnetisch resonantiesignaal is.

5

Daarbij moet de bepaling van de dode ruiscomponent en vierde ruiscomponent door aanpassing van de derde ruiscomponent en van de vierde ruiscomponent aan de kwadraten van de voor iedere echotijd verkregen helling opnieuw niet op grafische wijze plaatsvinden, maar kan bij voorkeur op zuiver rekenkundige wijze worden uitge-10 voerd.

Neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme zijn voor een verdere beoordeling door een deskundige bijzonder goed toegankelijk als de stap van de toepassing van de vierde ruiscomponent van het ruisgehalte van iedere pixel voor de detectie van neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen 15 van het geobserveerde levende organisme de stap van een lokaal geresideerde weergave van de vierde ruiscomponent omvat.

Het probleem wordt ook door een kemspintomografie-apparaat met een inrichting voor de weergave van functionele activiteitsveranderingen van de hersenen van een geobserveerd levend organisme door middel van magnetische kernspinresonantie 20 volgens een werkwijze volgens een der conclusies 1 tot en met 12 opgelost, dat - een regeleenheid, welke uitgevoerd is om het kemspintomografie-apparaat voor het bepalen van in de tijd op elkaar volgende magnetische resonantiebeelden van de hersenen van het met of zonder een externe stimulatie gestimuleerde levende organisme onder variatie van de draaihoek en de echotijd te regelen, als- 25 mede - een verwerkingseenheid omvat, waarbij de verwerkingseenheid is uitgevoerd om een op gelijke pixels van de in de tijd op elkaar volgende beelden betrokken ruisgehalte voor iedere pixel te berekenen, om het ruisgehalte van iedere pixel in een eerste, van de draaihoek onafhankelijke ruiscomponent en een tweede, 30 van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent te ontleden, om de tweede ruis component van het ruisgehalte van iedere pixel in een derde, van de echotijd onafhankelijke ruiscomponent en een vierde, van de echotijd afhankelijke ruiscomponent te ontleden, en om neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen 1023455 I van het geobserveerde levende organisme onder toepassing van de aldus ver- I kregen vierde ruiscomponent van het ruisgehalte van iedere pixel te detecteren.

I Aldus kan de werkwijze volgens de uitvinding door middel van het kemspin- I 5 tomografie-apparaat volgens de uitvinding worden uitgevoerd.

Om een beoordeling van de door middel van het kemspintomografie-apparaat I gedetecteerde neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde I levende organisme door een deskundige bijzonder comfortabel weer te geven is het verder bijzonder voordelig als het kemspintomografie-apparaat verder een weergeefin- I 10 richting omvat, die uitgevoerd is om de neuronale activiteitsveranderingen in de herse- I nen van het geobserveerde levende organisme door weergave met plaatselijke resolutie I van de vierde miscomponent te visualiseren.

I Hierna wordt de onderhavige uitvinding aan de hand van figuren nader toegelicht.

Daarbij toont

Figuur 1 een schematische weergave van een kemspintomografie-apparaat I volgens de uitvinding; I Figuren 2A, 2B schematisch een bekende werkwijze voor de berekening van een sig- naal-tijd-verloop van een pixel over een reeks van magnetische reso- 20 nantiebeelden; H Figuur 3 schematisch het verloop van het kwadraat van het ruisgehalte van de desbetreffende pixel met de draaihoek; I Figuur 4 schematisch het verloop van de derde ruiscomponent van iedere pixel metdeechotijd; I 25 Figuur 5 schematisch het verloop van de vierde ruiscomponent van iedere I pixel met de echotijd; en I Figuur 6 schematisch het verloop van de tweede ruiscomponent σρ met de I echotijd.

H 30 Bij een diagnoseproces zoals b.v. magnetische resonantietomografie krijgt men een figuratieve, dus weergave met plaatselijke resolutie van het inwendige van een on- derzocht lichaamsgebied.

I 1023455 t 9 • ·.

Figuur 1 toont een schematische weergave van een magneetresonantie-beeldvor-mings- resp. kemspintomografie-apparaat voor het produceren van een kemspinbeeld van een onderwerp volgens de onderhavige uitvinding. De opbouw van het kemspintomografie-apparaat komt daarbij overeen met de opbouw van een gebruikelijk 5 tomografieapparaal Een basisveldmagneet 1 produceert een in de tijd constant sterk magneetveld voor de polarisatie resp. het uitrichten van de kemspin in het onderzoeksgebied van een voorwerp, zoals b.v. een te onderzoeken gedeelte van het menselijke lichaam. De voor de kemspinresonantiemeting vereiste hoge homogeniteit van het basismagneetveld is in een b.v. kogelvormig meetvolume M gedefinieerd, 10 waarin de te onderzoeken delen van het menselijke lichaam worden gebracht. Voor het ondersteunen van de homogeniteiteisen en in het bijzonder voor het elimineren van in de tijd onveranderlijke invloeden worden op een geschikte plaats zogenaamde Shim-platen van een ferromagnetisch materiaal aangebracht. In de tijd variabele invloeden worden door Shim-spoelen 2 geëlimineerd, die door een Shim-stroomvooraening 15 15 worden aangestuurd.

In de basisveldmagneet 1 is een cilindervormig gradiëntspoelsysteem 3 toegepast, dat uit drie deelwikkelingen bestaat. Iedere deelwikkeling wordt door een versterker 14 van stroom voor het opwekken van een lineair gradiëntveld in de desbetreffende richting van het cartesische coördinatensysteem voorzien. De eerste deelwikkeling van het 20 gradiëntveldsysteem 3 produceert daarbij een gradiënt Gx in de x-richting, de tweede deelwikkeling een gradiënt Gy in de y-richting en de derde deelwikkeling een gradiënt Gz in de z-richting. Door het combineren van de cartesische gradiëntvelden kunnen ook lineaire gradiëntvelden in willekeurige ruimtelijke richting worden geproduceerd. Iedere versterker 14 omvat een digitaal-analoog-omzetter, welke door een sequentie-25 regelaar 18 voor het op het juiste tijdstip produceren van gradiëntpulsen wordt aangestuurd.

Binnen het gradiëntveldsysteem 3 bevindt zich een hoge-frequentie-antenne 4, die de door een hoge-frequentievermogensversterker afgegeven hoge-frequentiepulsen in een magnetisch wisselveld voor de stimulatie van de kernen en het uitrichten van de 30 kemspinnen van het te onderzoeken voorwerp resp. het te onderzoeken gebied van het voorwerp omzet. De hoge-frequentie-antenne 4 bestaat uit een of meer HF-zendspoelen en een of meer HF-ontvangstspoelen, mogelijkerwijze bestaande uit een reeks van componentspoelen (algemene aanduiding “Coil Arrays’’ of ook “Phased Array Coils”).

1023455 Η Η I 10 I Door de HF-ontvangstspoelen van de hoge-frequentie-antenne 4 wordt ook het van de I heersende kemspin uitgaande wisselveld, d.w.z. in de regel de door een pulssequentie I van een of meer hoge-frequentiepulsen en een of meer gradiëntpulsen opgewekte kem- I spinechosignalen, in een spanning omgezet, die via een versterker 7 aan een hoge-fre- I 5 quentie-ontvangstkanaal 8 van een hoge-frequentiesysteem 22 wordt toegevoerd. Het I hoge-frequentiesysteem 22 omvat verder een zendkanaal 9, waarin de hoge-frequentie- I pulsen voor de stimulatie van de magnetische kemresonantie worden opgewekt. Daar- I bij worden de desbetreffende hoge-frequentiepulsen op grond van een door de compu- I ter 20 van de installatie gegeven pulssequentie in de sequentieregeling 18 digitaal als I 10 volgorde van complexe getallen weergegeven. Deze volgorde van getallen wordt als I reële en als imaginaire component via desbetreffend een ingang 12 aan een digitaal- analoog-omzetinrichting in het hoge-frequentiesysteem 22 en hierdoor aan een zendka- I naai 9 toegevoerd. In het zendkanaal 9 worden de pulssequenties op een hoge-frequen- I tie-dragersignaal gemoduleerd, waarvan de basisfrequentie met de resonantiefrequentie 15 van de kemspin in het meetvolume overeenkomt.

I De omschakeling van zend- op ontvangstactiviteit vindt plaats via een zend-ont- vangstschakelaar 6. De HF-zendspoel van de hoge-frequentie-antenne 4 straalt de hoge- H frequentiepulsen voor de stimulatie van de kemspin in het meetvolume M en tast re- I sulterende echosignalen via de HF-ontvangstspoelen af. De desbetreffend verkregen I 20 kemresonantiesignalen worden in het ontvangstkanaal 8 van het hoge-frequentiesys- teem 22 fasengevoelig gedemoduleerd en via een desbetreffende analoog-digitaal-om- zetinrichting in een reëel gedeelte en imaginair gedeelte van het meetsignaal omgezet

Door een beeldcomputer 17 wordt uit de zodanig verkregen meetgegevens een beeld gereconstrueerd. Het beheer van de meetgegevens, de beeldgegevens en de regelpro- 25 gramma’s vindt plaats via de computer 20 van de installatie. Vanwege een gegeven met I regelprogramma’s regelt de sequentieregeling 18 het opwekken van de desbetreffend gewenste pulssequenties en het desbetreffende aftasten van de k-ruimte. In het bijzon- der regelt de sequentieregeling 18 daarbij het op het juiste moment schakelen van de gradiënten, het uitzenden van de hoge-frequentiepulsen met gedefinieerde fase en ara- 30 plitude alsmede de ontvangst van de kemresonantiesignalen. De tijdsbasis voor het hoge-frequentiesysteem 22 en de sequentieregeling 18 wordt door een synthesizer 19 ter beschikking gesteld. De keuze van desbetreffende regelprogramma’s voor het pro- duceren van een kemspinbeeld alsmede de weergave van het geproduceerde kemspin- I 1023455 I * t 11 beeld vindt plaats via een terminal 21, welke een toetsenbord alsmede een of meer beeldschermen omvat. Terminal 21 dient verder voor de evaluatie van kemspinbeelden.

Volgens de in figuur 1 getoonde uitvoeringsvorm van het kemspintomografie-apparaat volgens de uitvinding voor de weergave met plaatselijke resolutie van veran-5 deringen van de functionele activiteiten van de hersenen van een geobserveerd levend organisme door middel van magnetische kernspinresonantie is in de hiervoor beschreven computer 20 van de installatie van het kemspintomografie-apparaat een regeleen-heid en een verwexkingsinrichting geïntegreerd.

Een dergelijke integratie van de regeleenheid en de verwerkingsinrichtmg in de 10 computer 20 van de installatie kan zowel op het gebied van de hardware alsook op het gebied van de software plaatsvinden.

In figuur 1 zijn de regeleenheid en de verwerkingsinrichtmg op het gebied van de software in de computer 20 van de installatie geïntegreerd.

Daarnaast kunnen de regeleenheid en/of de verwerkingsinrichtmg echter ook als 15 afzonderlijke hardwarecomponenten worden uitgevoerd.

De in de computer 20 van de installatie geïntegreerde regeleenheid is uitgevoerd om het kemspintomografie-apparaat voor het bepalen van in de tijd op elkaar volgende magnetische resonantiebeelden 30 van de hersenen van het levende organisme onder variatie van de draaihoek en de echotijd TE te regelen.

20 Daarbij bedoelt men met draaihoek de hoek waaronder de kemspin in de herse nen van het geobserveerde levende organisme die is uitgericht door het basismagneetveld dat is opgewekt door de basisveldmagneet 1 door een door het kemspintomografie-apparaat gepulst ingestraald hoogfrequent elektromagnetisch veld (waarvan echter slechts de magnetische component relevant is) ten opzichte van de uitgerichte oriëntatie 25 daarvan wordt gedraaid. Aldus is de grootte van de draaihoek ook een maat voor de amplitude van de stimulatiepuls en dus de signaalintensiteit. Men dient echter te bedenken, dat hoewel de signaalintensiteit door de stimulatiehoek wordt gemoduleerd, er geen lineair verband tussen de signaalintensiteit en de stimulatiehoek bestaat.

Met echotijd bedoelt men het tijdsinterval tussen de stimulatiepuls en het tijdstip 30 van het ontvangen van het signaal.

Daarbij kan het levende organisme bijvoorbeeld op akoestische wijze door een stimulatiefunctie worden gestimuleerd.

1023455 I 12 I Een externe stimulatie van het levende organisme kan bijvoorbeeld echter ook op I visuele wijze door een cognitief proces (b.v. herkennen van een op een getoonde foto afgebeelde persoon) of afhankelijk van een statistische gebeurtenis plaatsvinden.

I Verder wordt volgens deze uitvoeringsvorm als gevolg van een regelbevel van de 5 regeleenheid aan het kemspintomografie-apparaat de voor het bepalen van magnetische I resonantiebeelden gebruikte draaihoek stapsgewijs tussen bijvoorbeeld 18°, 42° en 90° veranderd, waarbij bij iedere draaihoek telkens meerdere in de tijd op elkaar volgende I magnetische resonantiebeelden 30 met een verschillende echotijd worden bepaald. De I waarden voor de echotijd liggen in dit voorbeeld tussen 7 ms en 90 ms.

I 10 Volgens een niet verder beschreven andere uitvoeringsvorm wordt bij in de tijd op elkaar volgende beelden eerst de echotijd constant gehouden en de draaihoek veran- I derd. Natuurlijk kunnen de draaihoek en de echotijd tussen in de tijd op elkaar vol- I gende beelden alternatief echter ook tegelijkertijd worden veranderd.

I Zoals uit figuur 2 blijkt wordt aldus door middel van het kemspmtomografie-ap- 15 paraat volgens de uitvinding onder variatie van de draaihoek en de echotijd eerst een I veelheid van magnetische resonantiebeelden 30 van de hersenen van het door middel van de externe stimulatie gestimuleerde levende organisme bepaald. Deze zijn we- I derom uit een veelheid van pixels 31 (beeldpunten) samengesteld.

I Omdat de magnetische resonantiebeelden 30 door het kemspintomografie-appa- I 20 raat in de tijd na elkaar worden opgenomen bevatten ze noodgedwongen informatie I over het verloop in de tijd van het ontvangen signaal.

I In figuur 2B is schematisch een desbetreffend verloop van het signaal van een pixel 31 over de op elkaar volgende beelden (en aldus in de tijd) weergegeven.

I De eveneens in de computer 20 van de installatie geïntegreerde verwerkingsin- I 25 richting van het kemspintomografie-apparaat volgens de uitvinding is uitgevoerd om I een op dezelfde pixels 31 van de in de tijd op elkaar volgende heelden 30 met een I identieke draaihoek en echotijd betrokken ruisgehalte σ voor iedere pixel 31 te bereke- I nen.

I Dit gebeurt volgens de hier weergegeven uitvoeringsvorm voor iedere pixel door I 30 berekening van de standaardafwijking van het verloop van het signaal in de afzonder- lijk bepaalde beelden 30 voor iedere pixel 31, zoals dit door de in figuur 2A getoonde H pijl symbolisch wordt weergegeven.

I 1023455 13

Na de berekening van het op dezelfde pixels 31 van de in de tijd op elkaar volgende beelden 30 betrokken ruisgehalte σ voor iedere pixel 31 door de verwerkingsin-richting vindt door de desbetreffend uitgevoerde verwerkingsinrichting een ontleding van het ruisgehalte σ van iedere pixel 31 in een eerste, van de draaihoek onafhankelijke S ruiscomponent στ en een tweede, van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent σρ plaats.

De van de draaihoek onafhankelijke eerste ruiscomponent στ wordt ook als “thermisch ruisen” aangeduid.

De tweede, van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent σρ kan op schommelin- 10 gen van de principiële stofwisseling van de hersenen, de bloedstroom, het bloedvolume en op schommelingen van het vaatsysteem als gevolg van ademhaling en hartslag worden teruggevoerd en wordt derhalve ook als “fysiologisch ruisen” aangeduid.

Volgens de hier beschreven uitvoeringsvorm vindt de ontleding van het ruisgehalte σ van iedere pixel 31 in de eerste en tweede ruiscomponent στ, σρ in de verwer- 15 kingsinrichting door een beschouwing van ten minste twee onder toepassing van verschillende draaihoeken bepaalde beelden 30 plaats.

Daarbij wordt door de verwerkingsinrichting eerst het kwadraat van het ruisgehalte σ van iedere pixel 31 voor ten minste de beide verschillende draaihoeken berekend.

20 Zoals in figuur 3 wordt getoond definiëren de ten minste twee aldus verkregen waarden voor het kwadraat van het ruisgehalte σ in een diagram met het kwadraat van het ruisgehalte σ op de abscis en het kwadraat van de met de draaihoek overeenkomende signaalintensiteit op de ordinaat een rechte lijn, die de abscis bij een draaihoek van nul graden snijdt.

25 Vervolgens bepaalt de verwerkingsinrichting de waarde voor het kwadraat van het ruisgehalte σ op het snijpunt van de rechte lijn met de abscis, teneinde aldus de waarde voor het kwadraat van de van de signaalintensiteit en dus van de draaihoek onafhankelijke eerste ruiscomponent στ te verkrijgen.

Verder bepaalt de verwerkingsinrichting de helling λ van de rechte lijn.

30 Omdat volgens deze voorkeursuitvoeringsvorm geldt dat het kwadraat van het ruisgehalte σ van iedere pixel 31 gelijk is aan de som van de kwadraten van de eerste ruiscomponent στ en de tweede ruiscomponent σρ kan de verwerkingsinrichting nu door aftrekken van de bepaalde waarde van het kwadraat van de eerste ruiscomponent 1023455 Η I στ van de desbetreffende waarde van het kwadraat van het ruisgehalte σ de waarden van de kwadraten van de van de draaihoek afhankelijke tweede ruiscomponent σρ voor I de ten minste twee draaihoeken berekenen.

I Daarbij dient te worden opgemerkt dat de tweede ruiscomponent σρ bij voorkeur I 5 door middel van de volgende formule op=Xs ka worden berekend, daar de helling λ I van de rechte lijn in de tweede ruiscomponent σρ aanwezig is.

I Dit wordt weergegeven in figuur 3, waarbij de eerste en de tweede ruiscomponent I vereenvoudigd als eerste en tweede component zijn aangeduid.

I Door erop volgend radiceren, dat eveneens door de verweikingsinrichting kan I 10 gebeuren, worden de gezochte waarden voor de eerste, van de draaihoek onafhankelijke ruiscomponent στ en de tweede, van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent σρ ver- I kregen, zodat de volgens de uitvinding gewenste ontleding van het ruisgehalte σ is voltooid.

I Volgens de onderhavige uitvinding is de verwerkingsinrichting verder uitgevoerd I 15 om de aldus verkregen tweede ruiscomponent σρ van het ruisgehalte σ van iedere pixel I 31 in een derde, van de echotijd TE onafhankelijke ruiscomponent onb en een vierde, I van de echotijd TE afhankelijke ruiscomponent ob te ontleden.

I De derde ruiscomponent onb wordt daarbij onder andere door hersenpulsaties tot I stand gebracht, zoals deze b.v. door de hartslag en de ademhaling van het geobser- 20 veerde levende organisme worden veroorzaakt

Daarbij heeft de derde ruiscomponent onb volgens deze voorkeursuitvoerings- vorm het schematisch in figuur 4 getoonde en mathematisch als onb ~ So^expi-TER**) I beschreven verloop, of met de evenredigheidsconstante ci: cnb=cfSo'expf-TERa*).

I De vierde ruiscomponent ob weerspiegelt signaalfluctuaties, die door een fluc- I 25 tuatie van een effectieve relaxatietijd T2* worden veroorzaakt De effectieve relaxatie- tijd T2* is altijd korter dan een ware, voor een stof specifieke dwars-relaxatietijd T2 en wordt door ruimtelijke inhomogeniteiten van het door de basisveldmagneet 1 opge- wekte statische basisveld veroorzaakt I De vierde ruiscomponent gb heeft in dit voorbeeld het schematisch in figuur 5 30 getoonde en mathematisch als ob ~ So'TE'R2*exp(-TE'R2*) beschreven verloop, of met I de evenredigheidsconstante ob = c2'So'TE'R2* exp(-TER2*).

In de mathematische uitdrukkingen voor de derde ruiscomponent onb en de vierde ruiscomponent ob is R2* een in een verkregen magnetisch resonantiesignaal (en I 1023455 * » 15 dus in een verkregen magnetisch resonantiebeeld) aanwezige dwars-relaxatiesnelheid, is TE de echotijd van de desbetreffend bepaalde magnetische resonantiebeelden 30 en is So een beginwaarde voor een echotijd gelijk aan nul van een met de effectieve relaxatietijd T2* gewogen magnetisch resonantiesignaal. De dwars-relaxatiesnelheid R2* 5 is daarbij omgekeerd evenredig aan de relatieve relaxatietijd T2* T2* = I/R2*

In de hier beschreven voorkeursuitvoeringsvorm is het kwadraat van de tweede ruiscomponent op van het ruisgehalte σ van iedere pixel 31 gelijk aan de som van de kwadraten van de derde ruiscomponent omb en de vierde ruiscomponent ob.

De ontleding van de tweede ruiscomponent σρ van het ruisgehalte σ van iedere 10 pixel 31 in de derde, van de echotijd TE onafhankelijke ruiscomponent onb en de vierde, van de echotijd TE afhankelijke ruiscomponent ob vindt hier in de verwer-kingsinrichting plaats door het beschouwen van ten minste twee, onder toepassing van verschillende echotijden TE bepaalde beelden 30.

Daarbij wordt in de verwerkingsinrichting eerst (zoals hiervoor is beschreven) het 15 kwadraat van het ruisgehalte o voor ten minste twee verschillende echotijden TE berekend. De aldus voor de ten minste twee echotijden TE verkregen waarden voor de helling λ2 zullen in een diagram met het kwadraat van de helling op de abscis en het kwadraat van de echotijd op de ordinaat telkens een rechte lijn definiëren. Dit wad reeds hiervoor analoog voor de bepaling van op=X*S in verband met figuur 3 beschreven.

20 Een bepaling van de waarde op het snijpunt van de rechte lijn met de abscis (ci2) levert het kwadraat van de derde ruiscomponent onb2 = ci2. S2, volgens λ2 - ci2 + c22. R2*2. TE2.

Vervolgens wordt door de verwerkingsinrichting de helling C22.R2*2.TE2 van de aldus gedefinieerde rechte lijn bepaald. De bepaalde helling levert aldus het kwadraat 25 van de vierde ruiscomponent ob2 = C22.R2*2.TE2.S2.

Zoals in figuur 6 schematisch wordt getoond, wordt door de aldus bepaalde hellingen λ een van de echotijd TE afhankelijke functie beschreven. Daarbij kunnen de hellingen λ als fysieke maat voor de afname van de signaal-ruis-verhouding van de desbetreffende pixel 31 van de magnetische resonantiebeelden 30 worden opgevat.

30 Daar het principiële verloop van de derde ruiscomponent onb en de vierde ruis component Ob volgens deze voorkeursuitvoeringsvorm zoals hiervoor is toegelicht bekend is (zie figuren 4 en 5) kan de verwerkingsinrichting de derde ruiscomponent okb en de vierde ruiscomponent ob vervolgens door aanpassen van de derde ruiscomponent 1023455 Η I 16

I onb en de vierde ruiscomponent ob aan de kwadraten van de voor iedere echotijd TE

I verkregen hellingen λ af leiden.

I Ook hier geldt dat de afleiding van de derde ruiscomponent onb en de vierde I ruiscomponent ob aan de hand van de kwadraten van de voor iedere echotijd TE ver- 5 kregen hellingen λ niet geometrisch hoeft te gebeuren, maar bij voorkeur analytisch I door de verwerkingsinrichting van het kemspintomografie-apparaat volgens de uitvin- I ding wordt uitgevoerd.

I Volgens de onderhavige uitvinding is de verwerkingsinrichting van het kem- I spintomografie-apparaat volgens de uitvinding verder uitgevoerd om de bijvoorbeeld I 10 op een externe stimulatie terug te voeren neuronale activiteitsveranderingen in de her- I senen van het geobserveerde levende organisme onder toepassing van de aldus veikre- I gen vierde ruiscomponent ob van het ruisgehalte o van iedere pixel 31 te detecteren.

I Aldus is het door middel van het kemspintomografie-apparaat volgens de uitvin- ding en de werkwijze volgens de uitvinding ook zonder kennis van het verloop in de I 15 tijd van een mogelijk aanwezige externe stimulatie van het levende organisme en zon· I der de noodzaak van de uitvoering van bijvoorbeeld een kruiscorrelatie mogelijk om I bijvoorbeeld op de externe stimulatie terug te voeren neuronale activiteitsveranderingen I in de hersenen van het geobserveerde levende organisme te detecteren.

I Derhalve kunnen door middel van de werkwijze volgens de uitvinding ook op I 20 cognitieve processen of op van een statistische gebeurtenis afhankelijke processen te- rug te voeren activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende I organisme worden gedetecteerd.

I Omdat bovendien de van de draaihoek en de echotijd onafhankelijke ruiscompo- nenten volgens de werkwijze volgens de uitvinding niet aan de detectie van de gezochte 25 pixels door het kemspintomografie-apparaat volgens de uitvinding bijdragen kan een bijzonder hoge gevoeligheid van de activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme worden bereikt.

Om de op de externe stimulatie temg te voeren neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme bijzonder goed voor een ver- 30 dere beoordeling door een deskundige toegankelijk te maken omvat de beeldcomputer 17 van het in figuur 1 weergegeven en hiervoor beschreven kemspintomografie-appa- raat volgens deze voorkeursuitvoeringsvorm verder een weergeefinrichting.

I 1023455 17

De weergeefinrichting is daarbij uitgevoerd om de neuronale activiteitsverande-ringen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme door de weergave met plaatselijke resolutie van de vierde ruiscomponent ob te visualiseren.

Aldus kunnen de door de toepassing van de vierde ruiscomponent ob van het 5 ruisgehalte σ van iedere pixel 31 gedetecteerde neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme bijzonder eenvoudig en comfortabel worden geëvalueerd.

1023455

Claims (33)

1. Werkwijze voor de weergave van een verandering van functionele activiteiten in de hersenen van een geobserveerd levend organisme door middel van magnetische 5 kernspinresonantie, die de volgende stappen omvat I - bepaling van in de tijd op elkaar volgende magnetische resonantiebeelden (30) I van de hersenen van het met of zonder een externe stimulatie gestimuleerde le- I vende organisme onder variatie van de draaihoek en de echotijd; - berekenen van een op dezelfde pixels (31) van de in de tijd op elkaar volgende I 10 beelden (30) betrokken ruisgehalte (σ) voor iedere pixel (31); I - ontleding van het ruisgehalte (σ) van iedere pixel (31) in een eerste, van de I draaihoek onafhankelijke ruiscomponent (στ) en een tweede, van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent (σρ); I - ontleding van de tweede ruiscomponent (σρ) van het ruisgehalte (σ) van iedere I 15 pixel (31) in een derde, van de echotijd (TE) onafhankelijke ruiscomponent (onb) en een vierde, van de echotijd (TE) afhankelijke ruiscomponent (ob); en I - toepassing van de aldus verkregen vierde ruiscomponent (ob) van het ruisge- I halte (σ) van iedere pixel (31) voor de detectie van neuronale activiteitsverande- ringen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme, I 20 met het kenmerk, dat op basis van de aldus verkregen vierde ruiscomponent (ob) van I het ruisgehalte (σ) van iedere pixel een weergave met plaatselijke resolutie van deze vierde ruiscomponent op een afleesinrichting plaatsheeft en op deze derhalve de neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen van het beschouwde individu gevisualiseerd worden.

2. Werkwijze volgens conclusie 1, met het kenmerk, dat de stap van de bereke- I ning van een op dezelfde pixels (31) van de in de tijd op elkaar volgende beelden (30) betrokken ruisgehalte (σ) voor iedere pixel (31) door berekening van de standaardaf- wijking van het verloop van het signaal in de afzonderlijk bepaalde beelden (30) voor I 30 iedere pixel (31) plaatsvindt

3. Werkwijze volgens een der conclusies 1 of 2, met het kenmerk, dat de stap van de ontleding van het ruisgehalte (σ) van iedere pixel (31) in de eerste, van de draai- I 1(V)^SS ff > hoek onafhankelijke ruiscomponent (στ) en de tweede, van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent door beschouwing van ten minste twee onder toepassing van verschillende draaiboeken bepaalde beelden (30) plaatsvindt.

4. Werkwijze volgens conclusie 3, met het kenmerk, dat het kwadraat van het ruisgehalte σ van iedere pixel (31) gelijk is aan de som van de kwadraten van de eerste ruiscomponent στ en de tweede ruiscomponent σρ σ2 = στ2 + σρ2.

5. Werkwijze volgens conclusie 4, met het kenmerk, dat de stap van het ontle- 10 den van het ruisgehalte (σ) van iedere pixel (31) in de eerste ruiscomponent (στ) en de tweede ruiscomponent (σρ) de volgende stappen omvat - berekening van het kwadraat van het ruisgehalte (σ) van iedere pixel (31) voor ten minste twee verschillende draaihoeken, waarbij de aldus verkregen waarden voor het kwadraat van het ruisgehalte (σ) in een diagram met het kwadraat van 15 het ruisgehalte (σ) op de abscis en het kwadraat van de met de draaihoek over eenkomende signaalintensiteit van de pixel op de ordinaat een rechte lijn definiëren, die de abscis bij een draaihoek van nul graden en dus bij een signaalintensiteit van nul snijdt; - bepaling van de waarde voor het kwadraat van het ruisgehalte (σ) op het snij- 20 punt van de rechte lijn met de abscis, om de waarde voor het kwadraat van de van de draaihoek onafhankelijke eerste ruiscomponent (στ) te verkrijgen; en - bepaling van de desbetreffende helling (λ) van de aldus gedefinieerde rechte lijn, welke vermenigvuldigd met het kwadraat van de desbetreffende signaalintensiteit de waarde voor het kwadraat van de tweede ruiscomponent (σρ) 25 geeft.

6. Werkwijze volgens conclusie 5, met het kenmerk, dat voor iedere pixel (31) een helling (λ) van de aldus gedefinieerde rechte lijn wordt bepaald en als fysieke maat voor de afname van de signaal-ruis-verhouding van de desbetreffende pixel (31) van de 30 magnetische resonantiebeelden (30) wordt gebruikt.

7. Werkwijze volgens een der voorgaande conclusies, met het kenmerk, dat de stap van de ontleding van de tweede ruiscomponent (σρ) van het ruisgehalte (σ) van 1023455 Η I 20 I iedere pixel (31) in de derde, van de echotijd (TE) onafhankelijke ruiscomponent (onb) I en de vierde, van de echotijd (TE) afhankelijke ruiscomponent (ob) door beschouwing van ten minste twee onder toepassing van verschillende echotijden (TE) bepaalde beel- I den (30) plaatsvindt.

8. Werkwijze volgens conclusie 7, met het kenmerk, dat het kwadraat van de tweede ruiscomponent (op) van het ruisgehalte (o) van iedere pixel (31) gelijk is aan de I som van de kwadraten van de derde ruiscomponent onb en de vierde ruiscomponent Ob I 2 I 2 op — Onb + Ob · I 10

9. Werkwijze volgens conclusie 8, met het kenmerk, dat het verloop van de I derde ruiscomponent onb beschreven kan worden als onb ~ So'exp(-TER2*), waarbij I R.2* een in een verkregen magnetisch resonantiesignaal aanwezige dwars-relaxatiesnel- I heid, TE de echotijd van de desbetreffend bepaalde magnetische resonantiebeelden (30) I 15 en So een beginwaarde voor een echotijd gelijk aan nul van een met een effectieve re- laxatietijd T2* gewogen magnetisch resonantiesignaal is.

10. Werkwijze volgens een der conclusies 8 of 9, met het kenmerk, dat het ver- loop van de vierde ruiscomponent ob beschreven kan worden als ob ~ So'TE'R2*'exp(- I 20 TE R2*), waarbij R2* een in een verkregen magnetisch resonantiesignaal aanwezige I dwars-relaxatiesnelheid, TE de echotijd van de desbetreffend bepaalde magnetische I resonantiebeelden (30) en So een beginwaarde voor een echotijd gelijk aan nul van een I met een effectieve relaxatietijd T2* gewogen magnetisch resonantiesignaal is. I 25 11. Werkwijze volgens een der conclusies 8 tot en met 10, met het kenmerk, dat I de stap van de ontleding van de tweede ruiscomponent (op) van het ruisgehalte (o) van I iedere pixel (31) in de derde ruiscomponent (onb) en de vierde ruiscomponent (ob) de I volgende substappen omvat I - berekening van het kwadraat van het ruisgehalte (o) van iedere pixel (31) voor I 30 ten minste twee verschillende draaihoeken voor ten minste twee verschillende I echotijden (TE), waarbij de aldus voor iedere echotijd (TE) verkregen waarden voor het kwadraat van het ruisgehalte (o) in een diagram met het kwadraat van I ί 023455 0 het ruisgehalte (σ) op de abscis en het kwadraat van de met de draaihoek evenredige signaalintensiteit op de ordinaat telkens een rechte lijn definiëren; - bepaling van de desbetreffende helling (λ ) van de aldus gedefinieerde rechte lijn, om het kwadraat van de derde ruiscomponent (onb2) en de vierde ruiscom- 5 ponent (ob ) te verkrijgen; - bepaling van de volgens de formules onb ~ So'exp(-TER2*) en ob ~ SoTE’R.2* exp(-TE R2*) gedefinieerde derde ruiscomponent onb en vierde ruiscomponent ob, waarbij R2* een in een verkregen magnetisch resonantiesignaal aanwezige dwars-relaxatiesnelheid, TE de echotijd van de desbetreffend be- 10 paalde magnetische resonantiebeelden (30) en So een beginwaarde voor een echotijd (TE) gelijk aan ntd van een met een effectieve relaxatietijd T2* gewogen magnetisch resonantiesignaal is.

12. Werkwijze volgens een der voorgaande werkwijzen, met het kenmerk, dat 15 de stap van de toepassing van de vierde ruiscomponent (ob) van het ruisgehalte (o) van iedere pixel (31) voor de detectie van neuronale activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme de stap van een weergave met plaatselijke resolutie van de vierde ruiscomponent (ob) omvat.

13. Kemspintomografie-apparaat met een inrichting voor de weergave van functionele activiteitsveranderingen in de hersenen van een geobserveerd levend organisme door middel van magnetische kernspinresonantie volgens een werkwijze volgens een der conclusies 1 tot en met 12, omvattende - een regeleenheid, welke uitgevoerd is om het kemspintomografie-apparaat voor 25 het bepalen van in de tijd op elkaar volgende magnetische resonantiebeelden (30) van de hersenen van het met of zonder een externe stimulatie gestimuleerde levende organisme onder variatie van de draaihoek en de echotijd (TE) te regelen, alsmede - een verwerkingseenheid, die is uitgevoerd om een op gelijke pixels (31) van de 30 in de tijd op elkaar volgende beelden (30) betrokken ruisgehalte (o) voor iedere pixel (31) te berekenen, om het ruisgehalte (o) van iedere pixel (31) in een eerste, van de draaihoek onafhankelijke ruiscomponent (στ) en een tweede, van de draaihoek afhankelijke ruiscomponent (op) te ontleden, om de tweede ruiscom- 1023455 I 22 ponent (op) van het ruisgehalte (σ) van iedere pixel (31) in een derde, van de I echotijd (TE) onafhankelijke ruiscomponent (ohb) en een vierde, van de echo- I tijd (TE) afhankelijke ruiscomponent (ob) te ontleden, en om neuronale activi- I teitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme on- I 5 der toepassing van de aldus verkregen vierde ruiscomponent (cb) van het ruis- I gehalte (σ) van iedere pixel (31) te detecteren.

14. Inrichting volgens conclusie 13, met het kenmerk, dat het kemspintomogra- I fie-apparaat verder een weergeefinrichting omvat, die uitgevoerd is om de neuronale 10 activiteitsveranderingen in de hersenen van het geobserveerde levende organisme door I weergave met plaatselijke resolutie van de vierde ruiscomponent (ob) te visualiseren. I 1023455 V r Lijst met venvijzingscijfers

1 Basisveldmagneet

2 Shim-spoelen

5. Gradiëntveldsysteem

4 Hoge-frequentie-antenne

5 Objecttafel

6 Ontvangstschakelaar

7 Versterker

10. Hoge-frequentie-ontvangstkanaal

9 Zendkanaal

11 Uitgang

12 Ingang

14 Versterker 15 15 Shim-stroomvoorziening

17 Beeldcomputer

18 Sequentieregeling

19 Synthesizer

20 Computer van de installatie 20 21 Terminal

22 Hoge-frequentiesysteem

30 Magnetische resonantiebeelden

31 Pixels

25 Gz Laagselectie-gradiënt Gy Fasecodeer-gradiënt Gx Afleesgradiënt 1023455 I * I 24 I Figuur 2B Signaal I Beeldnummer I S Figuur 3 I Kwadraat van het ruisgehalte met de draaihoek I Kwadraat van het ruisgehalte I Draaihoek I Kwadraat van de eerste component I 10 Kwadraat van de tweede component I Figuur 4 Verloop van de derde ruiscomponent I Echotijd TE Figuur 5 I Verloop van de vierde ruiscomponent I Echotijd TE I 20 Figuur 6 Verloop van het kwadraat van de helling Echotijd TE Kwadraat van de helling derde component 25 vierde component I 1023455