DE19606090C2

DE19606090C2 - Verfahren zur funktionellen Bildgebung mittels magnetischer Resonanz

Info

Publication number: DE19606090C2
Application number: DE19606090A
Authority: DE
Inventors: Edgar Dipl Phys Mueller
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1996-02-19
Filing date: 1996-02-19
Publication date: 1998-01-22
Anticipated expiration: 2016-02-20
Also published as: US5732702A; JPH09220213A; DE19606090A1

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur funktionellen Bild gebung mittels magnetischer Resonanz, wobei in einem Grund magnetfeld zur Gewinnung von Meßdaten je Meßscan zumindest ein Teilbereich eines Untersuchungsobjektes mit Hochfrequenz pulsen beaufschlagt wird, wobei anschließend ein Phasenco diergradient und Read-Out-Gradient mit Teilpulsen wechselnder Polarität eingeschaltet werden, wobei ein unter jedem Teil puls des Read-Out-Gradienten entstehendes Kernresonanzsignal abgetastet wird und wobei die so gewonnenen Abtastwerte für jeden Teilpuls in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetragen werden, wobei die Richtung der Eintragung entsprechend der jeweiligen Polarität der Teilpulse variiert und N Rohdaten zeilen gewonnen werden und wobei aus der Rohdatenmatrix durch mindestens zweidimensionale Fourier-Transformation eine Bild datenmatrix mit N Zeilen gewonnen wird.

Ein derartiges Verfahren, allerdings ohne explizierte Angaben zur Bildung der Rohdatenmatrix, ist aus DE 44 32 570 A1 bekannt.

Bei der funktionellen Bildgebung mit MR werden nach neurona ler Aktivierung funktioneller Gehirnareale kleine Signalände rungen in T2*-gewichteten Sequenzen, wie z. B. EPI- oder FLASH mit langen Echozeiten TE beobachtet. Derartige Stimulations experimente werden z. B. mit visueller oder motorischer Stimu lation oder aufgrund von kognitiven Aufgaben durchgeführt. Dabei spielen sowohl der BOLD-Effekt (lokale Sauerstoff- Konzentrationsänderungen im Kapillar-, Venolen- und Venenbe reich) sowie Änderungen im lokalen Blutfluß eine Rolle. Nach den derzeitigen Erkenntnissen ist dabei der BOLD-Effekt domi nierend. Dieser bewirkt eine lokale Suszeptibilitätsänderung und damit über unterschiedliche Dephasierung des lokalen Spinsystems die beobachteten Signaländerungen.

Ein Problem der funktionellen Bildgebung besteht darin, zum einen die relativ geringen Signaländerungen überhaupt zu er fassen und zum anderen von anderen Signaländerungen, bei spielsweise hervorgerufen durch Bewegungen und Fluß, zu sepa rieren. Zur Separation von anderen Signaländerungen wurde in dem Artikel P. A. Bandettini et al. "Processing Strategies for Time-Course Data Sets in Functional MRI of the Human Brain", Magnetic Resonance in Medicine, 30, Seiten 161-173 (1993), unter anderem vorgeschlagen, für jedes Pixel einen Korrelati onskoeffizienten zwischen der Stimulationsfunktion und dem erhaltenen zeitlichen Signalverlauf zu berechnen. Als Stimu lationsfunktion werden dabei periodisch wiederholte, durch Pausen getrennte Stimulationen verwendet. Periodische Stimu lationsfunktionen haben jedoch mehrere Nachteile:
Periodische Störprozesse (z. B. Herzschlag, Atmung) können nicht vom Aktivitätssignal getrennt werden und erscheinen als "physiologisches Rauschen". Prozesse, die eine Verzögerung von ganzzahligen Vielfachen der Wiederholungsperiode zeigen, können ebenfalls nicht richtig erkannt werden.

Weiter besitzen periodische Stimulationsfunktionen ein un gleichmäßiges Frequenzspektrum. Gewisse spektrale Komponenten werden demnach durch die Stimulation nur schwach oder nicht angeregt. Dies führt einen systematischen Fehler in die Sy stemidentifikation, d. h. die Bestimmung der Parameter eines mathematischen Modells, ein.

Zur Lösung dieses Problems wurde die Anwendung nicht periodischer Stimulations funktionen vorgeschlagen. Aktivitätsänderungen im Patienten werden durch zeitliche Korrelation der so gewonnenen Informa tionen mit der Stimulationsfunktion nachgewiesen.

Es ist bekannt, daß bei Pulssequenz mit wechselnden Auslese gradienten, insbesondere bei der EPI-Sequenz, sogenannte N/2-Geisterbilder auftreten. Diese N/2-Geisterbilder werden im allgemeinen durch eine Bildnachverarbeitung korrigiert. Ein derartiges Korrekturverfahren ist beispielsweise in der DE 40 05 675 A1 beschrieben.

Aufgabe der Erfindung ist es, zur Feststellung funktioneller Aktivitäten ein einfaches und zuverlässiges Auswertekriterium zu verwenden.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß vor einer Stimulation des Untersuchungsobjekts eine erste Bilddatenma trix (BD) und nach einer Stimulation des Untersuchungsobjekts eine zweite Bilddatenmatrix (BD′) gewonnen wird, daß in der zweiten Bilddatenmatrix (BD′) eine Gruppe von jeweils zwei Pixeln im Abstand von N/2 Zeilen auf die Koinzidenz von ge genläufigen Signaländerungen gegenüber entsprechenden Pixeln in der ersten Bilddatenmatrix (BD) überprüft wird und daß Pi xel gefundener Koinzidenzen als funktionelle Aktivität bewer tet werden.

In einer vorteilhaften Ausgestaltung wird eine funktionelle Aktivität nur bezüglich derjenigen Pixel festgestellt, bei denen eine Signalerhöhung in einem zentralen Objektbereich mit einer Signalschwächung im um N/2 Zeilen versetzten Geist-Bereich koinzidiert. Die mit einer funktionellen Aktivität verbundene Suszeptibilitätsänderung wird bei Blut zu einer Signalerhöhung im eigentlichen Objektbereich und zu einer Si gnalschwächung des "Geistersignals" führen.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 12 näher erläutert. Dabei zeigen:

Fig. 1 bis 4 eine typische Pulssequenz nach dem EPI-Ver fahren

Fig. 5 schematisch eine Rohdatenmatrix

Fig. 6 schematisch eine Bilddatenmatrix

Fig. 7 und 8 die Echopositionen innerhalb der Pulsse quenz,

Fig. 9 und 10 schematisch ein Geisterbild

Fig. 11 ein Ablaufdiagramm des Verfahrens und

Fig. 12 schematisch eine Anordnung zur Durchführung des Verfahrens.

Das erfindungsgemäße Verfahren ist mit allen Pulssequenzen anwendbar, bei denen die Kernresonanzsignale unter Auslese gradienten wechselnden Vorzeichens ausgelesen werden. Im fol genden wird ein Ausführungsbeispiel anhand des EPI-(Echo Planar Imaging-)Verfahrens erläutert. Eine genaue Beschrei bung des EPI-Verfahrens findet sich in der DE-27 55 956 C2.

Gemäß Fig. 1 wird beim beispielhaft dargestellten EPI-Ver fahren unter der Einwirkung eines Schichtselektionsgradienten SS1 ein 90°-HF-Puls RF1 eingestrahlt, der aufgrund des Schichtselektionsgradienten SS1 nur eine ausgewählte Schicht des Untersuchungsobjektes anregt.

Nach der Anregung werden gemäß Fig. 2 Vorphasiergradienten G_PC1 in Phasencodierrichtung und gemäß Fig. 3 Vorphasiergra dienten G_RO1 in Ausleserichtung eingeschaltet. Darauf folgt ein 180°-Hochfrequenzpuls RF2, der aufgrund eines gleichzei tig eingeschalteten Schichtselektionsgradienten SS2 wieder nur die ausgewählte Schicht des Untersuchungsobjektes anregt. Schließlich wird ein Auslesegradient G_RO2 eingeschaltet, der aus Einzelpulsen alternierender Polarität zusammengesetzt ist. Durch die alternierende Polarität wird das entstehende Kernresonanzsignal jedes Mal dephasiert und dann wieder re phasiert, so daß der in Fig. 4 dargestellte Signalverlauf S entsteht. Die einzelnen Signale werden in einem festen Zeit raster abgetastet, digitalisiert und die so gewonnenen Meß werte je Signal in eine Zeile einer Rohdatenmatrix eingetra gen, wie sie schematisch in Fig. 5 dargestellt ist. Die Roh datenmatrix M kann man als Meßdatenraum, bei dem im Ausfüh rungsbeispiel vorliegenden zweidimensionalen Fall als Meßda tenebene betrachten. Dieser Meßdatenraum wird in der Kern spintomographie im allgemeinen als "k-Raum" bezeichnet.

Während der Auslesephase wird ferner gemäß Fig. 2 ein Pha sencodiergradient G_PC2 in Phasencodierrichtung mit konstanter Polarität eingeschaltet. Anstelle des in Fig. 2 dargestell ten kontinuierlichen Phasencodiergradienten G_PC können auch Einzelpulse des Phasencodiergradienten vor den Einzelpulsen des Auslesegradienten G_RO2 eingesetzt werden. Bei dieser Pulssequenz bewirkt der Auslesegradient G_RO2 eine Frequenzco dierung des Signals S in Ausleserichtung. Der Phasencodier gradient G_PC bewirkt eine Phasencodierung in Phasencodier richtung, wobei für die Phasenlage der Kernspins das jeweili ge Zeitintegral des Gradienten G_PC maßgeblich ist. Die Ausle segradienten G_RO, Phasencodiergradient G_PC und Schichtselekti onsgradienten G_SS stehen senkrecht aufeinander, z. B. in den Richtungen x, y, z eine kartesischen Koordinatensystems.

Die für die Bilderzeugung notwendige Information über die räumliche Herkunft der Signalbeiträge S ist in den Phasenfak toren codiert, wobei zwischen dem Ortsraum (also dem Bild) und dem k-Raum mathematisch der Zusammenhang über eine zwei dimensionale Fourier-Transformation besteht. Es gilt:

Dabei gelten folgende Definitionen:

ρ(x,y) = Kernspindichte am Ort x,y gyromagnetisches Verhältnis
γ = gyromagnetisches Verhältnis
G^x(t′) = Momentanwert des Auslesegradienten GRO
G_y(t′) = Momentanwert des Phasencodiergradienten GPC.

Dabei wird jeweils vorausgesetzt, daß der Auslesegradient G_RO in x-Richtung und der Phasencodiergradient G_PC in y-Richtung eines kartesischen Koordinatensystems liegt.

Das Signal S wird als komplexe Größe durch phasenempfindliche Demodulation gemessen. Das so gewonnene analoge Signal wird in einem Zeitraster abgetastet, die Abtastwerte werden digi talisiert und je Einzelpuls des Auslesegradienten G_RO in eine Zeile einer in Fig. 5 dargestellten Rohdatenmatrix RD einge tragen. Unter jedem Einzelpuls des Auslesegradienten G_RO wer den N komplexe Werte S (i, j) ausgelesen. Dabei bezeichnet i den Zeilenindex, j den Spaltenindex in der Rohdatenmatrix M. Nach jeder Anregung folgen N Einzelpulse des Auslesegradien ten G_RO, so daß die Meßmatrix N Zeilen enthält. Insgesamt liegt eine N×N Matrix vor.

Da die Polarität des Gradienten G_RO alterniert, werden die Meßwerte ebenfalls alternierend zunächst mit steigenden j- (Spaltenindex-)Werten und in der nächsten Zeile mit fallenden j-Werten in die Rohdatenmatrix eingefügt. Aus der Rohdatenma trix kann mittels einer zweidimensionalen Fourier-Transfor mation eine Bilddatenmatrix BD berechnet werden. Das dazu üb licherweise angewandte Verfahren ist in der DE-27 55 956 C2 näher erläutert. Die Richtung der Eintragung ist in Fig. 5 durch Pfeile schematisch angedeutet.

Wenn nun die positiven Teilpulse des Auslesegradienten GR2 etwas von den negativen Teilpulsen verschieden sind, entste hen sogenannte N/2-Geister. Dabei wird - wie in Fig. 6 dar gestellt - ein abzubildendes Objekt, beispielsweise ein Kreis A, in der N×N Bilddatenmatrix BD um N/2 Punkte verschoben nochmals abgebildet. Pixel, die dabei über dem oberen Rand liegen würden, werden vom unteren Rand her eingeschoben. In Fig. 6 bist das entstehende Geisterbild mit A′, A′′ bezeich net. Eine Entstehungsursache wird nachfolgend anhand der Fig. 7 und 8 näher erläutert.

Wenn die Gradientenzeitflächen positiver und negativer Teil pulse des Auslesegradienten G_RO völlig gleich sind, entstehen die entsprechenden Kernresonanzsignale S1, S2 genau in der Mitte des mit dem jeweiligen Teilpuls synchronisierten Abta stintervalls. Anders ausgedrückt kommen die Signale S1, S2 in die Mitte der Rohdatenmatrix M zu liegen und sind somit in den Zeilen untereinander angeordnet.

Wenn jedoch die Gradientenzeitflächen der positiven und nega tiven Teilpulse des Auslesegradienten G_RO unterschiedlich sind, so werden die einzelnen Echos S1 und S2 gegeneinander verschoben. Dies kann z. B. - wie in Fig. 8 dargestellt - durch Magnetfeldinhomogenitäten auftreten, die dem Grundma gnetfeld und dem Auslesegradienten G_RO überlagert sind. Die Rephasierungsbedingung, daß nämlich das Gradientenzeitinte gral Null wird, ist in dem in Fig. 8 dargestellten Fall ei ner negativen Überlagerung für das unter einem positiven Teilpuls ausgelesene Kernresonanzsignal S1 früher, für das unter dem negativen Teilpuls ausgelesene Kernresonanzsignal S2 später erfüllt. In Fig. 5 sind schematisch die sich dar aus ergebenden Positionen der Kernresonanzsignale S1, S2 in der Rohdatenmatrix RD dargestellt.

Aufgrund der Gesetzmäßigkeiten der Fourier-Transformation führt die von Zeile zu Zeile wechselnde Position der Kernre sonanzsignale dazu, daß zusätzlich zum eigentlichen, richtig positionierten Bild des Objektes ein zusätzliches, um N/2 Zeilen verschobenes Bild, nämlich das oben bereits erläuterte N/2-Geisterbild, entsteht.

Der beschriebene Effekt von Geisterbildern tritt nicht nur bei Grundfeld-Inhomogenitäten aufgrund von nicht idealen Ma gnetsystemen, z. B. durch eine schlechte Shimmung des Magneten auf, sondern auch durch Suszeptibilitätseffekte. Weniger oxy geniertes Blut weist paramagnetische Eigenschaften mit ent sprechendem suszeptibilitätsbedingten Feldstörungen und ent sprechenden Geisterbildern auf. Bei einem aktivitätsbedingten Anstieg der Blutoxygenierung wird das intravaskuläre Desoxy hämoglobin verringert. Damit werden die Suszeptibilitätsarte fakte und somit auch die Signalintensität des zugehörigen Geisterbildes verringert.

Dieser Effekt wird nun bei der vorliegenden Erfindung ausge nutzt, um lokale Sauerstoffkonzentrations-Änderungen und da mit Gehirnfunktionen zu bestimmen. Während man bisher stets versucht hat, Geisterbilder als Störfaktoren zu eliminieren, werden diese nun zur funktionellen Bildgebung herangezogen. Dabei werden unkorrigierte Bilder, nach Pixeln (bzw. Gruppen von Pixeln) durchsucht, die in Phasencodierung um N/2 Zeilen auseinander liegen. Diese Pixel (bzw. Gruppe von Pixeln) wird paarweise danach untersucht, ob eine Signaländerung im Ob jektbild mit einer gegenläufigen Signaländerung im zugehöri gen Geisterbild, also in den um N/2 versetzten Pixeln, zusam menfällt. Da, wie erläutert, Gehirnaktivitäten zu einer Ver ringerung der Intensität bei den Geisterbildern führt, werden vorzugsweise diejenigen Pixel ausgewählt, bei denen einem An stieg der Signalintensität eines Pixels im Objektbild ein Ab fall des zugeordneten Pixels im Geisterbild gegenübersteht.

Das Verhältnis der Signalintensität von Geisterbild IG zu Ob jektbild IS ist bei einer Resonanzverschiebung Δf bei einer Single-Shot-EPI-Sequenz vor allem vom Echo-Echoabstand ΔTE abhängig:

IG/IS = tan (π·ΔTE·Δf)

Dabei ist IG die Intensität eines betrachteten Pixels/Pixel gruppe im Geisterbereich, IS die Intensität im entsprechenden Objektbereich. Bei einer Änderung der Blutsauerstoff-Konzen tration von 60% nach 70% wird die Resonanzfrequenz um etwa 3 Hz verschoben. Bei einem Echo-Echoabstand ΔTE von 2 ins er gibt sich damit eine Änderung des Verhältnisses der genannten Signalintensitäten von 2%. Der absolute Signalunterschied ist somit relativ klein, durch die oben erläuterte Vorausset zung der Koinzidenz gegenläufiger Signaländerungen ist die Wahrscheinlichkeit zum Auffinden lokaler Feldänderungen je doch hoch.

Besonders wichtig ist, daß bei diesem Meßprinzip im Gegensatz zu herkömmlichen Verfahren keine Verfälschungen durch Blut fluß auftreten. Durch das Koinzidenzkriterium werden Si gnaländerungen durch Inflow-Effekte sauber von aktivitätsbe dingten Änderungen der Sauerstoffkonzentration separierbar.

Die Signaländerung im Bild wird nachfolgend anhand der sche matischen Darstellung nach den Fig. 9 und 10 verdeutlicht. Fig. 9 sei das Bild vor der Aktivierung. Dabei ist A wieder um der Objektbereich, also z. B. ein Schnitt durch das Gehirn, A′ und A′′ stellen das Geisterbild dar, das vom oberen Rand nach unten umgefaltet ist. Der Punkt P1 im Objektbereich A entspricht dem um N/2 Zeilen versetzten Punkt P2 im Geister bild A′. Wenn nun beispielsweise in Punkt P1 eine funktionel le Aktivität auftritt, so erhöht sich die Signalintensität aus den oben erläuterten Gründen in diesem Punkt. Gleichzei tig wird die Intensität in Punkt P2 kleiner. Fig. 10 soll das Bild nach einer Stimulierung des Patienten darstellen, die zu einer funktionellen Aktivität z. B. im Punkt P1 führt. Es unterscheidet sich vom Bild nach Fig. 9 dadurch, daß ein Anstieg der Signalintensität in Punkt 1 mit einer Verringe rung der Signalintensität in Punkt 2 korreliert. Dieses kann als zuverlässiges Kriterium für eine funktionelle Aktivität in Punkt P1 gewertet werden. Selbstverständlich werden auch alle anderen Bildpunkte auf die Korrelation von gegenläufigen Signaländerungen im Objektbereich und im Geisterbild über wacht, so daß man für all diese Punkte die funktionelle Akti vität nach einer Stimulation erhält.

In Fig. 11 ist zusammenfassend ein Blockdiagramm des Verfah rens dargestellt. In einem ersten Schritt erfolgt zunächst eine Messung eines Objektbereiches, beispielsweise einer Schicht im Gehirn ohne Stimulation. Aus den damit gewonnenen Rohdaten wird eine erste Bildmatrix erstellt. Anschließend wird eine Stimulation durchgeführt und dasselbe Objekt noch mals gemessen. Aus dieser Messung erhält man nach Bildrekon struktion eine zweite Bildmatrix. Aus den beiden Bildmatrizen erhält man durch Bestimmung der Koinzidenz gegenläufiger Än derungen in um N/2 Zeilen versetzten Pixeln die funktionelle Aktivität im betrachteten Objektbereich.

Eine Anordnung zur Durchführung des Verfahrens ist schema tisch in Fig. 12 dargestellt. Ein Patient 1 liegt in einem herkömmlichen Kernspintomographiegerät 2, wie es z. B. von der Firma Siemens unter der Bezeichnung MAGNETOM angeboten wird. Im Kernspintomographiegerät ist eine Stimulationseinheit 3 vorgesehen, die von einem Impulsgeber 5 angesteuert wird. Von der Stimulationseinheit 3 können z. B. bei Ansteuerung durch den Impulsgeber 5 Lichtblitze ausgesandt werden. Mit der Bildrecheneinheit 4 werden die oben erläuterten Bilddatensät ze vor und nach der Stimulation erstellt und gegebenenfalls auf einem Monitor 8 abgebildet. Mit einer Koinzidenzrechen einheit 6 wird die Koinzidenz gegenläufiger Signaländerungen in zwei um N/2 Zeilen versetzten Pixeln der beiden Bildmatri zen festgestellt. Die damit erfaßte örtlich lokalisierte Ge hirnaktivität wird ebenfalls auf dem Monitor 8 dargestellt. Die Bildrecheneinheit 4, die Koinzidenzrecheneinheit 6 und der Impulsgeber 5 werden von einer Steuereinheit 7 angesteu ert.

Claims

1. Verfahren zur funktionellen Bildgebung mittels magneti scher Resonanz, wobei in einem Grundmagnetfeld zur Gewinnung von Meßdaten je Meß-Scan zumindest ein Teilbereich eines Un tersuchungsobjektes mit HF-Pulsen beaufschlagt wird, wobei anschließend ein Phasencodiergradient (GP) und Read-Out-Gra dienten (GR) mit Teilpulsen wechselnder Polarität eingeschal tet werden, wobei ein unter jedem Teilpuls des Read-Out-Gra dienten (GR) entstehendes Kernresonanzsignal (S) abgetastet wird und wobei die so gewonnenen Abtastwerte für jeden Teil puls in eine Zeile (i) einer Rohdatenmatrix (RD) eingetragen werden, wobei die Richtung der Eintragung entsprechend der jeweiligen Polarität der Teilpulse variiert und N Rohdaten zeilen gewonnen werden und wobei aus der Rohdatenmatrix (RD) durch mindestens zweidimensionale Fourier-Transformation eine Bilddatenmatrix (BD) mit N Zeilen gewonnen wird, da durch gekennzeichnet, daß vor einer Stimulation des Untersuchungsobjekts eine erste Bilddatenma trix (BD) und nach einer Stimulation des Untersuchungsobjekts eine zweite Bilddatenmatrix (BD′) gewonnen wird, daß in der zweiten Bilddatenmatrix (BD′) eine Gruppe von jeweils zwei Pixeln im Abstand von N/2 Zeilen auf die Koinzidenz von ge genläufigen Signaländerungen gegenüber entsprechenden Pixeln in der ersten Bilddatenmatrix (BD) überprüft wird und daß Pi xel gefundener Koinzidenzen als funktionelle Aktivität bewer tet werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge kennzeichnet, daß eine funktionelle Aktivität nur bezüglich derjenigen Pixel festgestellt wird, bei denen eine Signal-Erhöhung in einem zentralen Objektbereich mit ei ner Signalschwächung im um N/2 Zeilen versetzten Geist-Be reich koinzidiert.