WO2001048499A2 - Bildgebungsverfahren - Google Patents

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WO2001048499A2
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Nadim Joni Shah
Maxim Zaitsev
Karl Zilles
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Forschungszentrum Jülich GmbH
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Definitions

  • the nuclear spin-nuclear spin interaction is preferably determined by means of nuclear magnetic resonance imaging.
  • Nuclear magnetic resonance imaging is used, among other things, to obtain spectroscopic information or image information about a substance.
  • a combination of nuclear magnetic resonance imaging with techniques of magnetic resonance imaging gives a spatial picture of the chemical composition of the substance.
  • Magnetic resonance imaging is, on the one hand, a sophisticated imaging method that is in clinical use worldwide.
  • magnetic Resonance imaging also outside of the medical field, is a very important examination tool for industry and research. Applications are, for example, investigations of food, quality controls, preclinical investigations of medicines in the pharmaceutical industry or the investigation of geological structures, such as pore sizes in rock samples for petroleum exploration.
  • atomic nuclei that have a magnetic moment are aligned by an externally applied magnetic field.
  • the nuclei perform a precession movement with a characteristic angular frequency (Larmor frequency) around the direction of the magnetic field.
  • the Larmor frequency depends on the strength of the magnetic field and on the magnetic properties of the substance, in particular on the gyromagnetic constant ⁇ of the core.
  • the gyromagnetic constant ⁇ is a characteristic quantity for each atom type.
  • a substance to be examined, or a person to be examined, is used in the
  • the uniform magnetic field is also referred to as the polarization field B 0 and the axis of the uniform magnetic field as the z-axis.
  • the individual magnetic moments of the spins in the tissue precess with their characteristic Larmor frequency around the axis of the uniform magnetic field.
  • a net magnetization M z is generated in the direction of the polarization field, the randomly oriented magnetic components canceling each other in the plane perpendicular to this (xy plane).
  • an excitation field Bi is additionally generated.
  • the excitation field Bi is polarized in the xy plane and has a frequency that is as close as possible to the Larmor frequency.
  • the net magnetization M z can be tilted into the xy plane in such a way that a transverse magnetic magnetization M is produced.
  • the transverse component of the magnetization rotates in the xy plane with the Larmor frequency.
  • Magnetic resonance spectroscopy enables the spatial density distribution of certain chemical substances to be measured
  • Components in a material especially in biological tissue.
  • Magnetic resonance spectroscopy makes it possible to examine local distributions of metabolic processes. For example, regional hemodynamics with changes in blood volumes and blood conditions as well as changes in metabolism in vivo depending on brain activity are determined, see: S. Posse et. al .: Functional Magnetic Resonance Studies of Brain Activation; Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol. 1, No 1, 1996; p. 76-88. NMR imaging methods are used to select layers or volumes which, with the appropriate irradiation of high-frequency pulses and the application of magnetic gradient fields, deliver a measurement signal which is digitized and stored in a one- or multi-dimensional field in a measuring computer.
  • the desired image information is obtained (reconstructed) from the recorded raw data by means of a one-dimensional or multi-dimensional Fourier transformation.
  • a reconstructed slice image consists of pixels, a volume data set consists of voxels.
  • a pixel picture element
  • a voxel volume pixel
  • the dimensions of a pixel are on the order of 1mm 2 , those of a voxel of 1mm 3 .
  • the geometries and dimensions can be variable.
  • the lipids cover a fairly broad frequency range, which coincides with that of most metabolites.
  • Spectroscopic examinations of the brain require the suppression of the signals of substances that are also called lipid suppression, which are located outside the brain - but within the layer to be examined - because the signals caused by this can be much larger than signals in the brain regions to be examined.
  • lipids in the human head are predominantly in the periphery of the skull, one way of suppressing lipids is to not even stimulate the nuclear spins in the periphery.
  • a spatially localized spectrum is achieved by signal suppression in regions outside a volume to be examined. Such techniques are referred to as single voxel techniques.
  • STEAM single voxel technique
  • the known single voxel techniques have the disadvantage that the spatial distribution of chemical substances can only be examined to a limited extent.
  • Another disadvantage of the known methods is a limitation of the signal suppression outside of a target volume by imperfections of the slice selection, with a low lipid suppression being achieved and / or with a Selection of only rectangular target volumes is possible.
  • BASING An improved water and lipid suppression by spectrally selective dephasing pulses is known as the BASING technique.
  • a description of the BASING technique can be found in Star-Lack J, Nelson SJ, Kurhanewicz J, Huang R, Vigneron D. (1997): Improved water and lipid suppression for 3D PRESS CSI using RF Band selective inversion with gradient dephasing (BASING) , Magn. Reson. Med. 38: p. 311-321.
  • the BASING method includes a frequency-selective refocusing pulse in conjunction with gradient pulses with opposite signs, which are switched immediately before and after, which leads to dephasing.
  • fMRI Functional magnetic resonance imaging
  • DOH Deoxyhemoglobin
  • Oxyhemoglobin has a magnetic susceptibility, which essentially corresponds to the tissue structure in the brain, so that magnetic field gradients across a boundary between blood containing oxyhemoglobin and the tissue are very small. If the DOH concentration drops due to brain activity that triggers increasing blood flow, the signal relaxation in the active areas of the brain is slowed down. The protons of hydrogen in water are primarily excited. A localization of
  • Brain activity is made possible by applying an investigation using functional NMR methods that measure the NMR signal with a time delay (echo time). This is also known as susceptibility-sensitive measurement.
  • the biological mechanism of action is in the
  • Literature known as the BOLD effect (Blood Oxygen Level Dependent Effect) and leads to susceptibility-sensitive magnetic resonance measurements with a field strength of a static, for example 1.5 Tesla strong, magnetic field, up to about 5% fluctuations in the image brightness in activated brain regions .
  • a field strength of a static for example 1.5 Tesla strong, magnetic field
  • other contrast agents can also occur which cause a change in the susceptibility. Suppression of lipid signals is also advantageous here. Frequency-selective lipid presaturation is preferred applied.
  • the invention has for its object to improve the resolution of the recorded images and to reduce the influence of interference signals.
  • this object is achieved in that the relaxation is recorded as at least one high-resolution image immediately after the excitation pulse by means of echo planar imaging and that further images are then recorded with a lower resolution.
  • the method according to the invention enables shorter acquisition (sampling) times for a T 2 * drop. This enables faster data acquisition.
  • the high-resolution image is taken as a reference image (REF ⁇ hires>) and that the other images have a lower resolution (KEY ⁇ low-res>) and that the resolution of the further images by a link to the reference image (REF ⁇ hi-res>) is improved.
  • a further increase in the resolution can be achieved in that the linkage of the further images with the reference image (REF ⁇ hi-res>) is improved by essentially corresponding to the formula
  • the high-resolution image in a k-space corresponds to a larger matrix size than the lower-resolution images.
  • phase correction is carried out on at least some of the lower-resolution images.
  • phase correction is carried out in such a way that discontinuities in marginal areas of measurement time intervals are corrected.
  • the lower-resolution images are transformed into reconstructed images after the phase correction.
  • the reconstructed images are linked to one another in such a way that a signal-to-noise ratio is improved.
  • a suitable method for obtaining images from pulse data is a Fourier transform.
  • a fast Fourier transformation (FFT) is suitable for increasing the speed.
  • the imaging method according to the invention is preferably a spectroscopic echo planar imaging method, in particular a repeated three-dimensional (x, y, t) echo planar imaging method, which consists of a repeated application of a two-dimensional echo planar image coding.
  • Spatial coding takes place in the shortest possible time, which is repeated several times during a signal drop and is preferably 20 to 100 ms. The repetition of the echo planar coding several times during a signal drop shows a course of the signal drop in the sequence of reconstructed individual images.
  • the echo planar imaging according to the invention is very fast. It is therefore particularly suitable for capturing functional images of the entire brain, which would otherwise require much longer acquisition times. With a field strength of, for example, 1.5 T. the time required to record one layer, approximately 100 ms, which, with reasonable coverage of the entire brain in 32 layers, for example, requires a total recording time of approximately 4 seconds.
  • the hemodynamic response function (Haemodynamic Response
  • Curve should, however, be recorded in a time grid that is sufficient to make a good data adjustment.
  • the keyhole (“keyhole”) imaging method provides for separating a signal in the reciprocal k-space into two different areas: firstly in a central area with low spatial frequencies, which is responsible for the contrast in the producing image and secondly in outer regions of k-space, which have a high spatial frequency and contain the essential information about the spatial resolution, in the case of several measurements in succession in which Contrast changes are examined, it is reasonable to base the examination only on the central area of k-space.
  • Fig. 1 in four fields - a, b, c and d k-spaces and associated locations and
  • T 2 shows a time course of a relaxation time T 2 * with an excitation sequence and measurement time windows for its detection.
  • partial image a shows a k-space which can be converted into a real space by means of a Fourier transformation, which is shown in partial image b.
  • sub-picture c only 16 central lines of k-space are recorded.
  • the low-resolution image shown in partial image d is produced by a Fourier transformation.
  • the keyhole method first uses a high-resolution one Reference image (REF ⁇ hi-res>) taken. This image is obtained by evaluating the data of an entire k-space. Keyhole images (KEY ⁇ low-res>) are then recorded.
  • the high-resolution images can be represented as follows:
  • the dynamic images are generated through central areas of the individual recorded images, peripheral areas of the reference image leading to a spatial resolution.
  • FIG. 1 A sequence diagram is shown in FIG. 1
  • echo planar imaging takes place after an excitation pulse, preferably a 90 ° pulse. However, it is also possible for the echo planar imaging to take place between two excitation pulses.
  • the relaxation time T 2 * is recorded immediately after the excitation pulse, preferably a 90 ° pulse.
  • the first picture is taken with a high-resolution image, which takes a longer time.
  • a high-resolution HI-RES EPI image is taken immediately after the excitation pulse.
  • the individual measurements are carried out with a recording of only central areas of the k-space (keyhole measurements).
  • the size ratio between the keyhole areas and high-resolution areas is variable.
  • the keyhole images are reconstructed to produce fully resolved images by means of a phase correction.
  • phase correction methods are suitable for this.
  • RF Radio Frequency
  • This modulated MR signal is now sufficient for one for a long time, that is to say until M ⁇ ⁇ is completely dephased and sampled at sufficiently short intervals.
  • Steps 2 and 3 are repeated as often as the sectional image should have halftone dots, ie (N Y * N X ) times. With each repetition, the gradient strength G or the duration of the application is varied, as is necessary for correct spatial coding.
  • the data points acquired in this way are processed further by means of a digital computer and ultimately the sectional images are calculated.
  • the steps mentioned are sufficient for the implementation. For example, if a location-resolved coding is not used, the second and fourth steps can be omitted.
  • the result is spatially resolved frequency spectra from which the relative concentration of individual chemical components can be calculated. These are distinguishable because the effective magnetic field at the location of a nucleus and thus the precession frequency of the nucleus depend on its mother molecule, which shields the external magnetic field to a greater or lesser extent.
  • protons as resonant nuclei for the investigation of biological tissue.
  • the very strong signals of water and lipids with concentrations in the double-digit molar range are to be suppressed in order to avoid the interesting ones Detect metabolites in the millimolar range.
  • the signal of the water protons is relatively easy to suppress because it is quasi isolated in the frequency spectrum and can therefore be destroyed by suitable RF radiation.
  • the phase coding can be partially connected to the reading of the MR signal.
  • the advantage is that the measurement time is reduced by a factor of N x .
  • the measurement data are reinterpreted in a suitable manner, preferably as (k x , k ⁇ ) layers at different times t. Formally, this is done by rearranging the measurement data.
  • the data can then be processed using the usual methods of conventional spectroscopic imaging.

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren zur Untersuchung von Substanzen, in denen durch indirekte Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung eine Präzession von wenigstens einigen Kernspins mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δζ = -ηrΔBzτ relativ zu einer bereits vorhandenen Präzession in einem äusseren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine Quermagnetisierung senkrecht zu dem äusseren Magnetfeld auffächert, so dass eine Relaxation der Quermagnetisierung mit einer Relaxationszeit T2* erzeugt wird. Erfindungsgemäss zeichnet sich dieses Verfahren dadurch aus, dass unmittelbar nach dem Anregungsimpuls mittels einer Echo-Planar-Bildgebung die Relaxation als wenigstens ein hochaufgelöstes Bild aufgenommen wird und dass anschliessend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden.

Description

Beschreibung
Bildgebungsverfahren
Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren zur Untersuchung von Substanzen, in denen durch indirekte Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung eine Präzession von wenigstens einigen Kernspins mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δφ = -γrΔB2τ relativ zu einer bereits vorhandenen Präzession in einem äußeren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine Quermagnetisierung senkrecht zu dem äußeren Magnetfeld auffächert, so dass eine Relaxation der Quermagnetisierung mit einer Relaxationszeit T_* erzeugt wird.
Die Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung wird vorzugsweise mittels Kernmagnetresonanztomographie ermittelt.
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, Qualitätskontrollen, 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 Experimente durchgeführt werden, die geeignet sind, den Einfluss des ausgewählten Parameters zu zeigen.
Beispiele von relevanten Parametern sind
Diffusions orgänge, 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 von 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 x 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 Mz wird in der Richtung des Polarisationsfeldes erzeugt, wobei sich die zufällig orientierten Magnetkomponenten in der Ebene senkrecht hierzu (x-y-Ebene) einander aufheben. Nach Anlegen des gleichförmigen Magnetfeldes wird zusätzlich ein Anregungsfeld Bi erzeugt. Das Anregungsfeld Bi ist in der x-y-Ebene polarisiert und weist eine Frequenz auf, die möglichst nahe an der Larmor-Frequenz liegt. Hierdurch kann die Nettomagnetisierung Mz so in die x-y-Ebene gekippt werden, dass eine quermagnetische Magnetisierung M 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 Mt erzeugt werden. In Verbindung mit wenigstens 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, beziehungsweise über Blutfluss oder
Deoxyhä oglobinkonzentrationsänderungen 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 grundlegende Darstellung einer spektroskopischen Echo- Planar-Bilgebung (Echo-Planar-Spectroscopic-Imaging - EPSI) ist in dem Artikel von P. Mansfield: Magn. Reson. Med. , 1, Ξ.370, 1984, dargestellt.
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. Durch NMR-Bildgebungsmethoden werden Schichten oder Volumina selektiert, die unter dem geeigneten Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und dem Anlegen von magnetischen Gradientenfeldern ein Messsignal liefern, welches digitalisiert und in einem ein- oder mehrdimensionalen Feld in einem 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 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 besagt, dass die Bildebenen eine Dicke haben.
Aufgrund großer Unterschiede der Ξignalintensität einzelner chemischer Substanzen und durch Bewegungen eines Messobjektes können bei Bildgebung und Spektroskopie Lokalisationsartefakte entstehen. Insbesondere ist es bei Untersuchungen des Gehirns erforderlich, Signale von Substanzen, die außerhalb des Gehirns, jedoch innerhalb einer zu untersuchenden Schicht, lokalisiert sind, zu unterdrücken. Bei Magnetresonanz mit Protonen ( XH) sind dies Substanzen, beispielsweise Lipide, welche 1H enthalten.
Die Lipide überdecken einen recht breiten Frequenzbereich, der mit dem der meisten Metaboliten zusammenfällt. Bei spektroskopischen Untersuchungen des Gehirns ist die auch als Lipidunterdrückung bezeichnete Unterdrückung der Signale von Substanzen, die außerhalb des Gehirns - jedoch innerhalb der zu untersuchenden Schicht lokalisiert sind - erforderlich, weil die hierdurch hervorgerufenen Signale sehr viel größer sein können als Signale in zu untersuchenden Gehirnregionen.
Da sich die Lipide im menschlichen Kopf überwiegend in der Peripherie des Schädels befinden, ist eine Möglichkeit der Lipidunterdrückung, die Kernspins in der Peripherie gar nicht erst anzuregen. Ein räumlich lokalisiertes Spektrum wird durch eine Signalunterdrückung in Regionen außerhalb eines zu untersuchenden Volumens erzielt. Derartige Techniken werden als Single-Voxel-Techniken bezeichnet.
Eine bekannte Single-Voxel-Technik namens STEAM ist in den folgenden Artikeln beschrieben:
• Garnot J. (1986) : Selected volume excitation using stimulated echoes (VEST) Applications to spatially localized spectroscopy and imaging; J. Magn. Resin., 70 : p . 488-492 ;
• Commit R, Hoepfel D. (1987) : Volume selective multipulse spin echo spectroscopy. J. Magn. Reson., 72: p. 379-384;
• Frahm J, Merboldt KD, Haenicke W. (1987): Localized proton spectroscopy using stimulated echoes. J. Magn. Reson., 72: p. 502-508.
Eine weitere Volumenlokalisationsmethode mit einer Single- Voxel-Technik namens PRESS ist in der U. S . -Patentschrift 4 480 228 von Bottomley P.A. (1984): „Selective volu e method for performing localized NMR spectroscopy" offenbart.
Eine andere bekannte Volumenlokalisationsmethode mit einer Single-Voxel-Technik ist dargestellt von Ordidge RJ, Bendali MR, Gordon RE, Conelly A. : Volume selection for in- vivo biological spectroscopy in dem Buch: Magnetic Resonance in Biology and Medicine, Herausgeber: Govil, Khetrapal and Saran, New Delhi, India, Tata McGraw-Hill Publishing Co. Ltd., p. 387 (1985).
Die bekannten Single-Voxel-Techniken weisen gegenüber einer spektroskopischen Bildgebung den Nachteil auf, dass eine Untersuchung der räumlichen Verteilung von chemischen Substanzen nur eingeschränkt möglich ist. Ein weiterer Nachteil der bekannten Verfahren ist eine Begrenzung der Signalunterdrückung außerhalb eines Zielvolumens durch Imperfektionen der Schichtselektion, wobei eine geringe Lipidunterdrückung erzielt wird und/oder wobei eine Selektion lediglich von rechteckigen Zielvolumina möglich ist.
Insbesondere bei kurzen Echozeiten ist es schwierig, Störungen durch Signale von peripheren Lipiden, die eine kurze Relaxationszeit T2 aufweisen, zu vermeiden.
Es ist bekannt, den Einfluss der Lipid-Verunreinigung durch die Wahl von langen Echozeiten zu verringern.
Ausführungsbeispiele sind in den nachfolgenden Artikeln genannt :
• Frahm J, Bruhn H, Gyngell ML, Merboldt KD, Haenicke W, Sauter R. (1989) : Localized high resolution proton NMR spectroscopy using stimulated echoes. Initial application to human brain in vivo. Magn. Reson. Med. ) : p. 79-93.
• Frahm J, Bruhn H, Haenicke W, Merboldt KD, Mursch K, Markakais E. (1991) : Localized proton NMR spectroscopy of brain tumors using short-echo time STEAM sequences. J. Comp. Assist. Tomogr., 15 (6), p. 915-922.
• Moonen CTW, Sobering G, van Zijl PCM, Gillen J, von Kienlin M, Bizzi A. (1992) : Proton spectroscopic imaging of human brain. J. Mange. Reson., 98 (3): p. 556-575.
Eine dreidimensionale spektroskopische Bildgebung mit Lipidunterdrückung durch globale Inversion des Signals unter Ausnutzung von Unterschieden der longitudinalen
Relaxation zwischen einzelnen chemischen Substanzen ist in dem Artikel von Adalsteinsson, E., Irarrazabal, P., Spielman, DM., Macovski, A. (1995): Three-Di ensional Spectroscopic Imaging with Time-Varying Gradients; Magn. Reson. Med., 33: p. 461-466, beschrieben.
Eine verbesserte Wasser- und Lipidunterdrückung durch spektral selektive Dephasierungspulse ist als BASING- Technik bekannt. Eine Beschreibung der BASING-Technik findet sich in Star-Lack J, Nelson SJ, Kurhanewicz J, Huang R, Vigneron D. (1997) : Improved water and lipid suppression for 3D PRESS CSI using RF Band selective inversion with gradient dephasing (BASING) . Magn. Reson. Med. 38: p. 311- 321.
Das BASING-Verfahren beinhaltet einen frequenzselektiven Refokussierungspuls in Verbindung mit unmittelbar vorher und nachher geschalteten Gradientenpulsen mit entgegengesetzten Vorzeichen, was zu einer Dephasierung führt .
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 verdeutlichen.
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 Deoxyhä oglobinkonzentration 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 Oxygen 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 Schwankungen der Bildhelligkeit in aktivierten Hirnregionen. Anstelle des endogenen Kontrastmittels DOH können auch andere Kontrastmittel treten, die eine Änderung in der Suszeptibilität hervorrufen. Auch hier ist eine Unterdrückung von Lipidsignalen vorteilhaft. Dabei wird vorzugsweise eine frequenzselektive Lipid-Vorsättigung angewendet.
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 unmittelbar nach dem Anregungsimpuls mittels einer Echo- Planar-Bildgebung die Relaxation als wenigstens ein hochaufgelöstes Bild aufgenommen wird und dass anschließend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden.
Hierdurch ist es möglich, eine besonders große Anzahl von niedriger aufgelösten Bildern aufzunehmen, beziehungsweise den weiteren Bildern eine zwar geringere Auflösung als das hochaufgelöste Bild, jedoch eine höhere Auflösung als es für eine reine Erfassung zentraler Bereiche des k-Raums erforderlich ist, zu gewinnen.
Durch das erfindungsgemäße Verfahren werden kürzere Erfassungs (Sampling) -Zeiten für einen T2 *-Abfall ermöglicht. Hierdurch ist eine schnellere Datenaufnahme möglich.
Zur Erzielung einer höheren Auflösung ist es zweckmäßig, dass das hochaufgelöste Bild als ein Referenzbild (REF<hi- res>) aufgenommen wird und dass die weiteren Bilder mit einer geringeren Auflösung (KEY<low-res>) und dass die Auflösung der weiteren Bilder durch eine Verknüpfung mit dem Referenzbild (REF<hi-res>) verbessert wird. Eine weitere Erhöhung der Auflösung kann dadurch erzielt werden, dass die Verknüpfung der weiteren Bilder mit dem Referenzbild (REF<hi-res>) verbessert wird, indem sie im Wesentlichen entsprechend der Formel
(REF<hi-res>) = (REF<hi-k>) + (REF<low-k>)
transformiert wird, wobei (REF<hi-k>) äußere Bereiche in dem k-Raum wiedergibt und wobei (REF<low-k>) zentrale Bereiche im k-Raum wiedergibt.
Es ist vorteilhaft, dass das hochaufgelöste Bild in einem k-Raum einer größeren Matrix-Größe entspricht als die niedriger aufgelösten Bilder.
Zu einer Rekonstruktion von hochaufgelösten Bildern aus den niedrig aufgelösten Bildern ist es zweckmäßig, dass bei wenigstens einigen der niedriger aufgelösten Bilder eine Phasenkorrektur vorgenommen wird.
Hierbei ist es besonders vorteilhaft, dass die Phasenkorrektur so vorgenommen wird, dass Diskontinuitäten in Randbereichen von Messzeitintervallen korrigiert werden.
Ferner ist es zweckmäßig, dass die niedriger aufgelösten Bilder nach der Phasenkorrektur in rekonstruierte Bilder transformiert werden.
Es ist besonders vorteilhaft, dass die rekonstruierten
Bilder so miteinander kombiniert werden, dass wenigstens eine graphische Darstellung einer Relaxationszeit T2 * erstellt wird.
Ferner ist es zweckmäßig, dass die rekonstruierten Bilder so miteinander verknüpft werden, dass ein Signal-zu-Rausch- Verhältnis verbessert wird.
Eine geeignete Methode, um Bilder aus Impulsdaten zu gewinnen, ist eine Fourier-Transformation. Zu einer Geschwindigkeitserhöhung eignet sich eine schnelle Fourier- Transformation (Fast Fourier-Transformation - FFT) .
Bei der erfindungsgemäßen Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um eine spektroskopische Echo-Planar- Bildgebungsmethode, insbesondere um eine wiederholte dreidimensionale (x,y,t) 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 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.
Die erfindungsgemäße Echo-Planar-Bildgebung ist sehr schnell. Daher eignet sie sich insbesondere für die Erfassung funktionaler Bilder des gesamten Gehirns, bei der sonst wesentlich größere Aquisitionszeiten erforderlich sind. Bei einer Feldstärke von beispielsweise 1,5 T beträgt die Zeit, die zur Aufnahme einer Schicht erforderlich ist, etwa 100 ms, was bei einer vernünftigen Abdeckung des gesamten Gehirns in beispielsweise 32 Schichten eine gesamte Aufnahmezeit von etwa 4 sec. erfordert. Die hämodynamische Antwortfunktion (Haemodynamic Response
Curve) sollte hingegen in einem Zeitraster erfasst werden, das ausreicht, um eine gute Datenanpassung vorzunehmen.
Es ist möglich, durch eine mehrfache Wiederholung der Messungen mit schrittweise versetzten Zeitverschiebungen zu Ergebnissen zu gelangen, die Messungen mit einer kleineren Rasterzeit entsprechen.
Obwohl diese Methode grundsätzlich anwendbar ist, ist sie 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. Eine zusätzliche räumliche Ungenauigkeit entsteht dadurch, dass ein zu untersuchender Patient sich bewegt .
Die Keyhole („Schlüsselloch") -Bildgebungsmethode sieht vor, ein Signal im reziproken k-Raum in zwei verschiedene Bereiche zu separieren; erstens in einen Zentralbereich mit kleinen räumlichen Frequenzen, der verantwortlich für die Kontrastgebung in dem erzeugenden Bild ist und zweitens in äußere Regionen des k-Raums, die hohe räumliche Frequenz aufweisen und die wesentliche Information 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.
Von den Zeichnungen zeigt
Fig. 1 in vier Teilbildern - a, b, c und d k-Räume und zugehörige Ortsräume und
Fig. 2 einen zeitlichen Verlauf einer Relaxationszeit T2 * mit einer Anregungssequenz und Messzeitfenstern zu seiner Erfassung.
Eine Veranschaulichung dieser Methode ist in den vier Teilbildern - a, b, c und d von Fig. 1 wiedergegeben.
In Fig. 1, Teilbild a, ist ein k-Raum dargestellt, der durch eine Fourier-Transformation in einen realen Raum überführt werden kann, der in Teilbild b dargestellt ist.
In Teilbild c sind nur 16 zentrale Linien des k-Raums erfasst. Durch eine Fourier-Transformation entsteht das in Teilbild d dargestellte niedrig aufgelöste Bild.
Um zu einer gewünschten höheren Ortsauflösung zu gelangen, wird für die Keyhole-Methode zunächst ein hochaufgelöstes Referenzbild (REF<hi-res>) aufgenommen. Dieses Bild wird durch Auswertung der Daten eines gesamten k-Raums gewonnen. Nachfolgend werden Keyhole-Bilder (KEY<low-res>) aufgenommen. Die hochaufgelösten Bilder können formelmäßig wie folgt dargestellt werden:
(REF<hi-res>)=(REF<hi-k>)+(REF<low-k>) ,
wobei (REF<hi-k>) äußere Bereiche in dem k-Raum wiedergibt und wobei (REF<low-k>) zentrale Bereiche im k-Raum wiedergibt.
Dynamische Bilder mit hoher Auflösung können gemäß der nachfolgend dargestellten Formel gewonnen werden:
(DYN<hi-res>)=(REF<hi-k>)+(KEY<low-res>)
Hierdurch werden die dynamischen Bilder durch zentrale Bereiche der einzelnen aufgenommenen Bilder erzeugt, wobei periphere Bereiche des Referenzbildes zu einer Ortsauflösung führen.
Bei dieser können jedoch Variationen zwischen verschiedenen Bildern, beispielsweise im Signal-Rausch-Verhältnis (Signal to Noise-Ratio - SNR) , in der Amplitude und/oder in
Phasenvariationen entstehen. Diese Diskontinuitäten führen zu Bildartefakten, die korrigiert werden sollen.
Eine besonders vorteilhafte Methode der Korrektur dieser Artefakte ist nachfolgend dargestellt. In Fig. 2 ist ein Sequenz-Diagramm dargestellt.
Im dargestellten Fall erfolgt eine Echo-Planar-Bildgebung nach einem Anregungspuls, vorzugsweise einem 90°-Puls. Es ist jedoch gleichfalls möglich, dass die Echo-Planar- Bildgebung zeitlich zwischen zwei Anregungspulsen erfolgt.
Unmittelbar nach dem Anregungspuls, vorzugsweise einem 90°- Puls, wird die Relaxationzeit T2 * aufgenommen.
Die erste Aufnahme erfolgt durch ein hochaufgelöstes Bild, was eine größere Zeit erfordert.
Bei dem dargestellten zeitlichen Verlauf sind bevorzugte zeitliche Erfassungsfenster separat markiert.
Unmittelbar nach dem Anregungspuls wird ein hochaufgelöstes Bild HI-RES EPI aufgenommen.
Unmittelbar hiernach werden die einzelnen Messungen mit einer Aufnahme von lediglich zentralen Bereichen des k- Raums (Keyhole-Messungen) durchgeführt. Das Größenverhältnis zwischen den Keyhole-Bereichen und hochaufgelösten Bereichen ist variabel. Eine Rekonstruktion der Keyhole-Bilder zur Erzeugung von vollaufgelösten Bildern wird durch eine Phasen-Korrektur vorgenommen.
Hierzu eignet sich eine Vielzahl von Phasen- Korrekturmethoden.
Dargestellt sind nachfolgend bevorzugte Durchführungsformen eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur schnellen spektroskopischen Metaboliten-Bildgebung mittels eines Kernspin-Tomographen, bestehend aus einer volumenselektiven Signalanregung (PRESS = Point RESolved Spectroscopy) mit nachfolgender räumlich-spektraler Kodierung (EPSI = Echo Planar Spectroscopic Imaging) .
Bei der Magnetresonanzspektroskopie (MRS) entstehen Schnittbilder mit einem vorgegebenen Raster von Nγ Zeilen und Nx 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 = B0ez 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 MχY, die mit der Winkelgeschwindigkeit ω = -γB0 präzediert.
2. Anschließend erfolgt die räumliche Kodierung des Signals durch die kurzzeitige Anwendung magnetischer Feldgradienten G = ΔBo/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 Mχ∑ 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 (NY*NX) - 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 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. Der Vorteil liegt in einer um den Faktor Nx verkürzten Messdauer.
Nachdem diese Auslesung der Messdaten vollständig ist, werden die Messdaten in geeigneter Weise uminterpretiert, vorzugsweise als (kx, kγ) -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 (kX kγ) sind lediglich beispielhaft dargestellt. Der Fachmann kann für jede Untersuchung geeignete (kx,kγ) auswählen.

Claims

Patentansprüche :
1. Bildgebungsverfahren zur Untersuchung von Substanzen, in denen durch indirekte Kernspin-Kernspin- Wechselwirkung eine Präzession von wenigstens einigen Kernspins mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δφ = - γrΔBzτ relativ zu einer bereits vorhandenen Präzession in einem äußeren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine Quermagnetisierung senkrecht zu dem äußeren Magnetfeld auffächert, so dass eine Relaxation der Quermagnetisierung mit einer Relaxationszeit Υ_* erzeugt wird, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass unmittelbar nach dem Anregungsimpuls mittels einer Echo-Planar- Bildgebung die Relaxation als wenigstens ein hochaufgelöstes Bild aufgenommen wird und dass anschließend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden.
2. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass das hochaufgelöste Bild in einem k-Raum einer größeren Matrix-Größe entspricht als die niedriger aufgelösten Bilder.
3. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass bei wenigstens einigen der niedriger aufgelösten Bilder eine Phasenkorrektur vorgenommen wird.
4. Verfahren nach Anspruch 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Phasenkorrektur so vorgenommen wird, dass Diskontinuitäten in Randbereichen von Messzeitintervallen korrigiert werden.
5. Verfahren nach einem oder beiden der Ansprüche 3 oder 4, d a d u r c h g e k e n n - z e i c h n e t, dass die niedriger aufgelösten Bilder nach der Phasenkorrektur in rekonstruierte Bilder transformiert 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 die rekonstruierten Bilder so miteinander kombiniert werden, dass wenigstens eine graphische Darstellung einer Relaxationszeit T2 * erstellt wird.
7. Verfahren nach einem oder beiden der Ansprüche 5 oder 6, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die rekonstruierten Bilder so miteinander verknüpft werden, dass ein Signal-zuRausch-Verhältnis verbessert wird.
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