DE19962846B4

DE19962846B4 - Bildgebungsverfahren mit keyhole-Technik

Info

Publication number: DE19962846B4
Application number: DE19962846A
Authority: DE
Inventors: Nadim Joni Dr. Shah; Karl Prof. Zilles
Original assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Current assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Priority date: 1999-12-24
Filing date: 1999-12-24
Publication date: 2008-09-25
Anticipated expiration: 2019-12-25
Also published as: WO2001048501A1; DE19962846A1; JP4917231B2; WO2001048501A9; US20030193332A1; JP2003518428A; US6707299B2

Abstract

Bildgebungsverfahren zur Untersuchung von Substanzen, in denen nach dem Anlegen eines Anregungsfeldes B1 das Nettomagnetmoment M so in die x-y-Ebene gekippt wird, dass eine quermagnetische Magnetisierung M_Z entsteht und dass durch indirekte Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung eine Präzession von wenigstens einigen dieser Kernspins mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δφ, = –γ₁ΔB_Zτ relativ zu einer bereits vorhandenen Präzession in einem äußeren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine transversale Magnetisierung senkrecht zu dem äußeren Magnetfeld auffächert, so dass eine Relaxation der transversalen Magnetisierung mit Relaxationszeiten T₂ erzeugt wird, und bei dem nach dem Anregungspuls eine Aufnahme von wenigstens einem hochaufgelösten Bild sowie von weiteren Bildern mit einer geringeren Auflösung erfolgt, dadurch gekennzeichnet, dass die Aufnahme des wenigstens einen hochaufgelösten Bildes nach dem Anregungspuls und vor einem Rephasierungspuls so erfolgt, dass anschließend wenigstens ein Rephasierungspuls, der die transversale Magnetisierung rephasiert, angelegt wird, und dass anschließend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden, wobei die Aufnahme des...

Description

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 = –γ_IΔB_zτ relativ zu einer bereits vorhandenen Präzession in einem äußeren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine transversale Magnetisierung senkrecht zu dem äußeren Magnetfeld auffächert, so dass eine Relaxation der transversalen Magnetisierung mit einer Relaxationszeit T₂ erzeugt wird.
Die Erfindung betrifft insbesondere ein Verfahren zur Ermittlung der Spin-Spin-Relaxationszeit T₂.
Durch kernmagnetische Resonanztomographie werden Kernspins angeregt. Die angeregten Kernspins relaxieren in Gleichgewichtszustände. Hierzu ist eine Energieübertragung erforderlich. Bei kugelsymmetrischen magnetischen Kernen, die kein elektrisches Kernquadrupolmoment besitzen, kommt hierfür nur eine Wechselwirkung mit zeitveränderlichen Magnetfeldern ΔB(t) in Frage. Sie weisen senkrechte Komponenten auf.
Die senkrechten Komponenten, ΔB_x(t) und ΔB_y(t), die mit einer Larmor-Kreisfrequenz ω_L = –γ_IB₀ oszillieren, induzieren Übergänge zwischen den aufgespaltenen Kernniveaus und führen schließlich zu einer nicht- adiabatischen, irreversiblen Relaxation der Längsmagnetisierung M_z. Als Hauptursachen dieser Störfelder sind bekannt:

1. Anisotropie der Abschirmung: ΔB _shift(t),
2. Schwankungen durch direkte Kerndipol-Kerndipol-Wechselwirkung: ΔB _dipolar(t),
3. Spin-Rotation-Wechselwirkung: ΔB _spin-rot(t),
4. Wechselwirkung mit paramagnetischen Atomen oder Molekülen: ΔB _para(t)

Dieser Relaxationsprozess findet auf mikroskopischer Skala statt (1–10 A) und wird durch die longitudinale oder auch Spin-Gitter-Relaxationszeit T_I beschrieben. Die letzte Bezeichnung verweist auf die Vorstellung, dass die molekularen Bewegungen ein thermisches "Phononenbad", das sogenannte Gitter, realisieren. Je näher die Resonanzfrequenz des Kerns ϖ_L/(2π) bei der Phononenfrequenz – ~ 1 MHz für biologisches Gewebe – liegt, desto bereitwilliger und häufiger liegt das Gitter in einer geeigneten Konfiguration vor, um Kernspinenergie resonant abzuführen. Die in der Medizin verwendeten Resonanzfrequenzen liegen weit über 1 MHz, so dass schwächere Hauptfelder B₀ zu einem stärkeren Energieaustausch zwischen Kernspins und Phononenbad führen, woraus ein kürzeres T₁ resultiert, T₁ = T₁(B₀). Typische Werte für T₁ liegen in Flüssigkeiten zwischen 10^–4 s und 10 s. Aufgrund der viel langsameren Bewegung der Atome im Kristallgitter ist T₁ in Festkörpern etwa um zwei Größenordnungen (10^–2 bis 10³) länger.
Einen besonderen, diesmal adiabatischen Beitrag zur Relaxation auf mikroskopischer Ebene liefert überwiegend 5 die indirekte Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung, indem sie das lokale Magnetfeld am Ort eines Kerns für eine kurze "Einwirkzeit" τ um ΔB_z vergrößert. Danach präzediert der Kernspin mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δφ = –γ_IΔB_zτ relativ zur Präzession im äußeren Magnetfeld B ₀. Insgesamt geht durch diesen Effekt die Phasenbeziehung äquivalenter Kernspins verloren und die Quermagnetisierung in der xy-Ebene fächert auf. Diese Relaxation der Quermagnetisierung wird durch eine transversale Relaxationszeit T₂ charakterisiert, die auch als Spin-Spin-Relaxationszeit bezeichnet wird. Die Anwesenheit paramagnetischer Fremdatome kann ebenso einen Spindichte-Transfer zum Kernort zur Folge haben und so T₂ verkleinern. In mesoskopischen Dimensionen (1–100 μm) vermindern Diffusion und Perfusion der Kernspins in lokalen Suszeptibilitätsgradienten die T₂-Zeit.
Aufgrund ihrer Ursachen ist T₂ fast unabhängig von der Stärke des Hauptmagnetfeldes B₀. Jedoch ist mit der T₁-Relaxation immer auch eine Relaxation der Quermagnetisierung verbunden. T₂ kann also nie größer sein als T₁. In Flüssigkeiten liegt T₂ etwa eine Größenordnung unterhalb T₁, in Festkörpern hingegen ist die "Einwirkzeit" τ deutlich größer, so dass hier üblicherweise T₂ ≪ T₁ ist.
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 Diffusionsvorgänge, Wahrscheinlichkeitsdichteverteilungen von Protonen oder eine Spin-Gitter-Relaxationszeit.
Bei der Kernresonanztomographie werden Atomkerne, welche ein magnetisches Moment besitzen, durch ein extern angelegtes Magnetfeld ausgerichtet. Dabei führen die Kerne um die Richtung des Magnetfeldes eine Präzessions-Bewegung mit einer charakteristischen Kreisfrequenz (Larmor- Frequenz) aus. Die Larmor-Frequenz hängt von der Stärke des magnetischen Feldes und von den magnetischen Eigenschaften der Substanz ab, insbesondere 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·p ⇀auf, wobei pp ⇀ 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 B_o und die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes als z-Achse bezeichnet. Die individuellen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe präzedieren mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz um die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes.
Eine Nettomagnetisierung M_z wird in der Richtung des Polarisationsfeldes erzeugt, wobei sich die zufällig orientierten Magnetkomponenten in der Ebene senkrecht hierzu (x-y-Ebene) einander aufheben. Nach Anlegen des gleichförmigen Magnetfeldes wird zusätzlich ein Anregungsfeld B₁ erzeugt. Das Anregungsfeld B₁ ist in der x-y-Ebene polarisiert und weist eine Frequenz auf, die möglichst nahe an der Larmor-Frequenz liegt. Hierdurch kann das Nettomagnetmoment M_z so in die x-y-Ebene gekippt werden, dass eine quermagnetische Magnetisierung M_t entsteht. Die Querkomponente der Magnetisierung rotiert in der x-y-Ebene mit der Larmor-Frequenz.
Durch eine zeitliche Variation des Anregungsfeldes können verschiedene zeitliche Abfolgen der quermagnetischen Magnetisierung M_t erzeugt werden. In Verbindung mit 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 Deoxyhämoglobinkonzentrationsänderungen in tierischen und menschlichen Organen zu erlangen.
Magnetresonanz-Spektroskopie (MRS) ermöglicht die Messung der räumlichen Dichteverteilung bestimmter chemischer Komponenten in einem Material, insbesondere in biologischem Gewebe.
Der Artikel „Bildgebende Sequenzen in der Kernspintomographie und ihre klinische Anwendung", electromedica 64, 1996, S. 23–29, enthält eine Gesamtübersicht verschiedener Sequenzfamilien auf dem Gebiet der Kernspintomographie.
Die US-Patentschrift US 5 168 226 A beschreibt ein Bildgebungsverfahren, bei dem zunächst ein hochaufgelöstes Referenzbild und anschließend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden und wobei die Auflösung der weiteren Bilder durch eine Verknüpfung mit dem Referenzbild verbessert wird.
Die internationale Patentanmeldung WO 99/14616 A1 offenbart ein Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren. Hierbei handelt es sich um ein für Perfusionsmessungen eingesetztes Keyhole-Verfahren, wobei im Bereich des Keyhole eine Echoplanar- Bildgebung (EPI) erfolgt.
Der Artikel „Keyhole Method for Accelerating Imaging of Contrast Agent Uptake", Journ. Magn. Reson. Imag., Vol.3, 1993, Seiten 671–675, offenbart ein Standard-Keyhole-Verfahren, bei dem ein hoch aufgelöstes Referenzbild für niederfrequente Bereiche des Ortsfrequenzraumes und mehrere hochfrequente Bereiche des Ortsfrequenzraumes mit niedriger Auflösung erfasst und diese Bilder miteinander kombiniert werden.
Die deutsche Offenlegungsschrift DE 43 17 028 A1 betrifft ein Verfahren zur Akquisition und Auswertung von Daten in einem Kernspin-Tomographen, bei dessen aufeinanderfolgenden Messungen jeweils nur ein gleichbleibender Teilbereich eines aus einer vorangegangenen Messung hervorgegangenen Gesamtdatensatzes durch Messdaten einer folgenden Messung aktualisiert wird. Hierdurch werden von Messung zu Messung zusätzlich wechselnde Teilbereiche des Gesamtdatensatzes aktualisiert, wobei diese Teilbereiche von Messung zu Messung in einer vorbestimmten Reihenfolge geändert werden.
Eine grundlegende Darstellung einer spektroskopischen Echo-Planar-Bildgebung (Echo-Planar-Spectroscopic-Imaging – EPSI) ist in dem Artikel von P. Mansfield: Magn. Reson. Med., 1, S. 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 1 mm², die eines Voxels von 1 mm³. Die Geometrien und Ausdehnungen können variabel sein.
Da aus experimentellen Gründen bei Schichtbildern niemals von einer streng zweidimensionalen Ebene ausgegangen werden kann, wird häufig auch hier der Begriff Voxel verwendet, welcher besagt, dass die Bildebenen eine Dicke haben.
Aufgrund großer Unterschiede der Signalintensität 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 (¹H) 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 von Signalen 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. Reson., 70: p. 488–492;
• Commit R, Hoepfel D. (1987): Volume selective multipulse sein 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 volume method for performing localized NMR spectroscopy" offenbart.
Eine andere bekannte Volumenlokalisationsmethode mit einer Single-Voxel-Technik ist dargestellt von Ordidge RJ, Bendall 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. Corp. 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. Magu. 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-Dimensional 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 Rephasierungspuls 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 Deoxyhämoglobinkonzentration kommt. Deoxyhämoglobin (DOH) ist ein paramagnetischer Stoff, welcher die Magnetfeldhomogenität verringert und damit die Signalrelaxation beschleunigt. Oxyhämoglobin hat eine magnetische Suszeptibilität, die im Wesentlichen der Gewebestruktur im Gehirn entspricht, so dass magnetische Feldgradienten über einer Grenze zwischen oxyhämoglobinhaltigem Blut und dem Gewebe sehr klein sind. Sinkt die DOH-Konzentration aufgrund einer einen zunehmenden Blutfluss auslösenden Gehirnaktivität, so wird die Signalrelaxation in den aktiven Arealen des Gehirns verlangsamt. Angeregt werden in erster Linie die Protonen des Wasserstoffes im Wasser. Eine Lokalisation von Gehirnaktivität wird ermöglicht, indem eine Untersuchung mit funktionalen NMR-Methoden angewendet wird, welche das NMR-Signal mit einer Zeitverzögerung (Echo-Zeit) messen. Dies wird auch als suszeptibilitätsempfindliche Messung bezeichnet. Der biologische Wirkmechanismus ist in der Literatur unter dem Namen GOLD-Effekt (Blond 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 durch die Merkmale des Patentanspruchs 1 gelöst.
Ferner ist es zweckmäßig, dass die Auflösung der weiteren Bilder zeitlich variiert wird.
Es ist vorteilhaft, das Verfahren so durchzuführen, dass weitere Bilder vor dem Rephasierungspuls eine andere Auflösung aufweisen als nachdem Rephasierungspuls.
Ferner ist es zweckmäßig, dass der Anregungspuls ein 90°-Puls ist.
Es ist vorteilhaft, dass der Rephasierungspuls ein 180°-Puls ist.
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 im Wesentlichen der Formel (REF<hi-res>) = (REF<hi-k>) + (REF<low-k>)entspricht, 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 weiteren, 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, Bilder zu gewinnen, ist eine Fourier-Transformation. Zu einer Geschwindigkeitserhöhung eignet sich eine schnelle Fourier-Transformation (Fast Fourier-Transformation – FFT).
Bei der 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 Akquisitionszeiten 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 zweckmäßig, 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
1 in vier Teilbildern – a, b, c und d k-Räume und zugehörige Ortsräume und
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 1 wiedergegeben.
In 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.
Diese Methode ist jedoch mit dem Nachteil verbunden, dass Variationen zwischen verschiedenen Bildern, beispielsweise im Signal-Rausch-Verhältnis (Signal to Noise-Ratio – SNR), in der Amplitude und/oder in Phasenvariationen entstehen können. Diese Diskontinuitäten führen zu Bildartefakten, die korrigiert werden sollen.
Eine besonders vorteilhafte Methode der Korrektur dieser Artefakte ist nachfolgend dargestellt.
In 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 vor dem Anregungspuls erfolgt.
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.
Durch jeweils einen Spin-Echo-Rephasierungspuls (180°) werden die Einflüsse lokaler Hauptfeldinhomogenitäten auf die Dephasierung der Quermagnetisierung zunichte gemacht, so dass an Stelle von T₂ ^* tatsächlich die reine Spin-Spin-Relaxationszeit T₂ den Signalabfall im rekonstruierten Bild bestimmt.
Unmittelbar hiernach werden die einzelnen Messungen mit einer Aufnahme von lediglich zentralen Bereichen des k-Raums (Keyhole-Messungen) durchgeführt. Eine Rekonstruktion der Keyhole-Bilder zur Erzeugung von vollaufgelösten Bildern wird durch eine Phasen-Korrektur vorgenommen.
Hierzu eignet sich eine Vielzahl von Phasen-Korrekturmethoden.
Nachfolgend sind 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), dargestellt.
Bei der Magnetresonanzspektroskopie (MRS) entstehen Schnittbilder mit einem vorgegebenen Raster von N_Y Zeilen und N_X Spalten (CSI = Chemical Shift Imaging). Bevorzugte Verfahrensschritte sind nachfolgend dargestellt:

1. Zunächst werden die im interessierenden Volumen der Probe befindlichen, in Anwesenheit eines äußeren Magnetfeldes B₀ = B₀e_Z polarisierten, resonanten Kernspins mittels geeigneter RF-Strahlung (RF = Radio Frequency) zur Signalgebung angeregt. Die durch die Kernspins insgesamt geformte Magnetisierung M besitzt danach eine messbare, zu B₀ orthogonale Komponente M_XY, die mit der Winkelgeschwindigkeit ω = –γB₀ präzediert.
2. Anschließend erfolgt die räumliche Kodierung des Signals durch die kurzzeitige Anwendung magnetischer Feldgradienten G = AB₀/Δr, deren Aufgabe es ist, das äußere Magnetfeld linear mit dem Ort r zu variieren. Die resonanten Kernspins präzedieren dadurch kurzzeitig mit einer zusätzlichen Kreisfrequenz Δω(r) = –γGr und senden nach Abschalten des Gradienten G ein phasenmoduliertes MR-Signal aus.
3. Dieses modulierte MR-Signal wird nun für eine genügend lange Zeit, d. h. in etwa so lange, bis M 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 (N_Y·N_X)-mal. Bei jeder Wiederholung wird die Gradientenstärke G oder die Zeitdauer der Anwendung variiert, wie es für eine korrekte räumliche Kodierung notwendig ist.
5. Mittels eines Digitalrechners werden die so akquirierten Datenpunkte dann weiterverarbeitet und letztlich die Schnittbilder berechnet.

Für die Durchführung reichen jedoch auch einzelne der genannten Schritte. Beispielsweise können bei Verzicht auf eine ortsaufgelöste Kodierung der zweite und der vierte Schritt entfallen. Es ergeben sich als Resultat jeweils ortsaufgelöste Frequenzspektren, aus denen die relative Konzentration einzelner chemischer Komponenten berechnet werden kann. Diese sind deswegen unterscheidbar, weil das effektive Magnetfeld am Ort eines Kerns und damit auch dessen Präzessionsfrequenz 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 N_X verkürzten Messdauer.
Nachdem diese Auslesung der Messdaten vollständig ist, werden die Messdaten in geeigneter Weise uminterpretiert, vorzugsweise als (k_X, k_Y)-Schichten zu verschiedenen Zeitpunkten t. Formal geschieht dies durch eine Umordnung der Messdaten. Danach können die Daten mit den üblichen Methoden der herkömmlichen spektroskopischen Bildgebung weiterverarbeitet werden.
Die Koordinaten (k_X, k_Y) sind lediglich beispielhaft dargestellt. Der Fachmann kann für jede Untersuchung geeignete (k_X, k_Y) auswählen.

Claims

Bildgebungsverfahren zur Untersuchung von Substanzen, in denen nach dem Anlegen eines Anregungsfeldes B1 das Nettomagnetmoment M so in die x-y-Ebene gekippt wird, dass eine quermagnetische Magnetisierung M_Z entsteht und dass durch indirekte Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung eine Präzession von wenigstens einigen dieser Kernspins mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δφ, = –γ₁ΔB_Zτ relativ zu einer bereits vorhandenen Präzession in einem äußeren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine transversale Magnetisierung senkrecht zu dem äußeren Magnetfeld auffächert, so dass eine Relaxation der transversalen Magnetisierung mit Relaxationszeiten T₂ erzeugt wird, und bei dem nach dem Anregungspuls eine Aufnahme von wenigstens einem hochaufgelösten Bild sowie von weiteren Bildern mit einer geringeren Auflösung erfolgt, dadurch gekennzeichnet, dass die Aufnahme des wenigstens einen hochaufgelösten Bildes nach dem Anregungspuls und vor einem Rephasierungspuls so erfolgt, dass anschließend wenigstens ein Rephasierungspuls, der die transversale Magnetisierung rephasiert, angelegt wird, und dass anschließend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden, wobei die Aufnahme des hoch aufgelösten Bildes und die Aufnahme der weiteren Bilder mit geringerer Auflösung während eines Signalabfalls erfolgt, der durch eine Spin-Spin-Relaxationszeit T₂ bestimmt ist.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass nach dem Rephasierungspuls wenigstens ein zusätzliches hochaufgelöstes Bild aufgenommen wird.
Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Auflösung der weiteren Bilder zeitlich variiert wird.
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die weiteren Bilder vor dem Rephasierungspuls eine andere Auflösung aufweisen als nach dem Rephasierungspuls.
Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Anregungspuls ein 90°-Puls ist.
Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Rephasierungspuls ein 180°-Puls ist.