專(zhuān)利名稱(chēng)：空間分辨顯示腦功能活動(dòng)變化方法及核自旋斷層造影設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種借助磁核自旋共振，空間分辨地顯示被觀察生命體腦部功能性活動(dòng)的方法以及核自旋斷層造影設(shè)備。
背景技術(shù)：
已公知可以利用核自旋斷層造影檢測(cè)例如通過(guò)外部激勵(lì)引起的人體大腦表層中的腦活動(dòng)。對(duì)于這樣一種外部激勵(lì)，例如可以是視覺(jué)或聽(tīng)覺(jué)刺激。
一個(gè)典型的利用核自旋斷層造影實(shí)施的實(shí)驗(yàn)是所謂的“fMRI-BOLD”實(shí)驗(yàn)。在此，“fMRI”代表功能性磁共振斷層造影，BOLD代表“血氧水平依賴(lài)”(blood oxygenation level dependent)(依賴(lài)于血中的含氧量)。功能性磁共振斷層造影的目標(biāo)在于，精確探測(cè)被觀察生命體由特定激勵(lì)引起的腦部活動(dòng)的變化。由此，例如在手術(shù)摘除腦部腫瘤之前，將腦部功能中心與腫瘤分開(kāi)，以避免對(duì)患者腦部重要功能區(qū)域的損傷。
BOLD效應(yīng)以血液中氧化血紅蛋白和去氧血紅蛋白的不同磁特性為基礎(chǔ)。與逆磁性氧化血紅蛋白相反，去氧血紅蛋白具有兩個(gè)未結(jié)合的鐵電子，并因此是順磁性的。因此，局部腦活動(dòng)(神經(jīng)活動(dòng))引起的去氧血紅蛋白局部濃度的升高會(huì)導(dǎo)致產(chǎn)生不均勻的局部磁場(chǎng)。這將加速借助核自旋斷層造影設(shè)備激勵(lì)的核自旋成像橫向磁化的衰變。在腦部活動(dòng)加強(qiáng)時(shí)，通過(guò)提高逆磁性氧化血紅蛋白的輸送量來(lái)過(guò)補(bǔ)償由此而升高的氧氣需要。因此，對(duì)局部場(chǎng)不均勻性反應(yīng)特別靈敏的核自旋斷層造影設(shè)備的梯度回波序列可以顯示出在腦部活動(dòng)加強(qiáng)時(shí)磁共振圖像中強(qiáng)度的微弱增強(qiáng)。
因此，功能性磁共振斷層造影的核心問(wèn)題在于，將由特定刺激引起的腦活動(dòng)與其它腦活動(dòng)區(qū)分開(kāi)來(lái)。
為了解決這個(gè)問(wèn)題，已知以下方法，即，對(duì)時(shí)間上前后銜接的被觀察生命體腦部磁共振圖像(通常幾百幅)的每個(gè)像素(圖像點(diǎn))計(jì)算用于刺激的刺激函數(shù)與所獲得的各像素的時(shí)間信號(hào)變化曲線(xiàn)之間的相關(guān)系數(shù)。對(duì)每個(gè)像素都用數(shù)學(xué)式確定，在刺激函數(shù)的時(shí)間變化曲線(xiàn)與該像素的亮度波動(dòng)之間是否存在顯著的關(guān)系。
由此很明顯，必須在實(shí)施相關(guān)之前已知與所產(chǎn)生的被觀察生命體腦部磁共振圖像有關(guān)的刺激函數(shù)的時(shí)間變化曲線(xiàn)。因此，一般采用周期函數(shù)作為刺激函數(shù)。因此，典型的刺激函數(shù)是用間歇分開(kāi)的刺激(例如20秒手指運(yùn)動(dòng)、30秒休息、20秒手指運(yùn)動(dòng)、30秒休息…)的周期性序列。
上述相關(guān)的缺陷在于，需要精確了解刺激函數(shù)，以便能獲得檢查的認(rèn)知過(guò)程。
發(fā)明內(nèi)容
因此本發(fā)明要解決的技術(shù)問(wèn)題是，提供一種方法及核自旋斷層造影設(shè)備，用于即便在不了解大部分外界激勵(lì)的時(shí)間變化曲線(xiàn)時(shí)，也能方便精確地獲得被觀察生命體腦功能活動(dòng)的變化。
本發(fā)明的技術(shù)問(wèn)題是通過(guò)一種用于借助磁核自旋共振空間分辨地顯示被觀察生命體腦部功能性活動(dòng)變化的方法解決的，其包括以下步驟-在改變偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間的條件下，產(chǎn)生時(shí)間上前后銜接的生命體腦部磁共振圖像，其中，使用或不使用外界激勵(lì)對(duì)該生命體進(jìn)行刺激；-對(duì)每個(gè)像素計(jì)算與在時(shí)間上前后銜接的圖像中同一像素相關(guān)的噪聲分量；-將每個(gè)像素的噪聲分量分解為與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量和與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量；-將每個(gè)像素噪聲分量的第二噪聲分量分解為與回波時(shí)間無(wú)關(guān)的第三噪聲分量和與回波時(shí)間相關(guān)的第四噪聲分量；以及-將這樣獲得的每個(gè)像素噪聲分量的第四噪聲分量用于檢測(cè)被觀察生命體腦神經(jīng)活動(dòng)的變化。
因此，借助本發(fā)明的方法，在不了解生命體外部激勵(lì)的時(shí)間變化曲線(xiàn)，以及在不實(shí)施t測(cè)試或其它借助參考函數(shù)工作的統(tǒng)計(jì)方法的互相關(guān)時(shí)，也可以檢測(cè)被觀察生命體腦部的神經(jīng)活動(dòng)變化。
因此，借助本發(fā)明的方法，還可以檢測(cè)被觀察生命體腦部的認(rèn)知過(guò)程，或由統(tǒng)計(jì)過(guò)程導(dǎo)致的腦部活動(dòng)變化。
由于根據(jù)本發(fā)明對(duì)每個(gè)像素進(jìn)行檢測(cè)，因此，可以對(duì)所檢測(cè)的活動(dòng)變化進(jìn)行空間分辨顯示。此外，由于與偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間無(wú)關(guān)的噪聲分量不參與檢測(cè)所查找的像素，因此，利用本發(fā)明的方法可以特別靈敏地檢測(cè)到被觀察生命體腦活動(dòng)的變化。
優(yōu)選的，對(duì)每個(gè)像素計(jì)算與時(shí)間上前后銜接圖像中同一個(gè)像素相關(guān)的噪聲分量的步驟，可以通過(guò)對(duì)每個(gè)像素計(jì)算所產(chǎn)生的各圖像中信號(hào)變化曲線(xiàn)的標(biāo)準(zhǔn)偏差進(jìn)行。
優(yōu)選的，將每個(gè)像素的噪聲分量分解為與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量和與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量的步驟，通過(guò)觀測(cè)至少兩幅采用不同偏轉(zhuǎn)角產(chǎn)生的圖像進(jìn)行。
根據(jù)本發(fā)明的方法基于以下事實(shí)，即，第一噪聲分量σT的平方和第二噪聲分量σP的平方的和等于總噪聲的平方σ2=σT2+σP2.]]>根據(jù)本發(fā)明方法的優(yōu)選實(shí)施方式，將每個(gè)像素的噪聲分量分解為第一噪聲分量和第二噪聲分量的步驟還包括以下子步驟-對(duì)至少兩個(gè)不同的偏轉(zhuǎn)角計(jì)算每個(gè)像素噪聲分量的平方，其中，在一幅橫坐標(biāo)表示噪聲分量平方、縱坐標(biāo)表示與偏轉(zhuǎn)角相應(yīng)的像素信號(hào)強(qiáng)度平方的圖中，這樣獲得的噪聲分量平方的值定義了一條直線(xiàn)，該直線(xiàn)在偏轉(zhuǎn)角為0度以及由此信號(hào)強(qiáng)度為0時(shí)與橫坐標(biāo)軸相交；-計(jì)算該直線(xiàn)與橫坐標(biāo)軸交點(diǎn)處噪聲分量平方的值，以便獲得與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量的平方值；以及-計(jì)算這樣定義的各直線(xiàn)的斜率，其與各信號(hào)強(qiáng)度平方的乘積就是第二噪聲分量的平方值。
由此，根據(jù)本發(fā)明的方法基于以下事實(shí)，即，第二噪聲分量σP的特征在于可通過(guò)偏轉(zhuǎn)角調(diào)制的信號(hào)強(qiáng)度s，σP＝λ·s，其中λ是恒定斜率。
其中，為了獲得與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量的平方值，不必以圖形方式計(jì)算直線(xiàn)與橫坐標(biāo)軸交點(diǎn)的噪聲分量平方值，而是優(yōu)選地用計(jì)算方式。
這樣定義的直線(xiàn)的對(duì)每個(gè)像素計(jì)算的斜率由于獲得了這樣一個(gè)進(jìn)一步表示各像素的因子，而可以作為減小用T2*加權(quán)的磁共振圖像各像素的信噪比的物理度量。
優(yōu)選的，將每個(gè)像素噪聲分量的第二噪聲分量分解為與回波時(shí)間無(wú)關(guān)的第三噪聲分量和與回波時(shí)間相關(guān)的第四噪聲分量的步驟，通過(guò)觀測(cè)至少兩幅在不同的回波時(shí)間下產(chǎn)生的圖像進(jìn)行。
通過(guò)比較這兩幅采用不同回波時(shí)間產(chǎn)生的圖像，可以特別容易地確定第三噪聲分量和第四噪聲分量。
根據(jù)本發(fā)明的方法基于以下事實(shí)，即，第三噪聲分量σNB和第四噪聲分量σB的平方和等于第二噪聲分量σP的平方，即σP2=σNB2+σB2.]]>根據(jù)特別優(yōu)選的實(shí)施方式，第三噪聲分量σNB的變化曲線(xiàn)可以描述為σNB~S0·exp(-TE·R2*),]]>其中R2*是在所獲得的磁共振信號(hào)中包含的橫向馳豫率，TE是各產(chǎn)生的磁共振圖像的回波時(shí)間，S0是用有效馳豫時(shí)間T2*加權(quán)的磁共振信號(hào)在回波時(shí)間等于0時(shí)的初始值。
相應(yīng)的，根據(jù)該特別優(yōu)選的實(shí)施方式，第四噪聲分量σB的變化曲線(xiàn)可以描述為σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*),]]>其中R2*是在所獲得的磁共振信號(hào)中包含的橫向馳豫率，TE是各產(chǎn)生的磁共振圖像的回波時(shí)間，S0是用有效馳豫時(shí)間T2*加權(quán)的磁共振信號(hào)在回波時(shí)間等于0時(shí)的初始值。
將每個(gè)像素噪聲分量的第二噪聲分量分解為第三噪聲分量和第四噪聲分量的步驟優(yōu)選包括以下子步驟-對(duì)至少兩個(gè)不同偏轉(zhuǎn)角和至少兩個(gè)不同的回波時(shí)間計(jì)算每個(gè)像素的噪聲分量的平方，其中，在一幅橫坐標(biāo)表示噪聲分量的平方、縱坐標(biāo)表示與偏轉(zhuǎn)角成正比的信號(hào)強(qiáng)度平方的圖中，這樣獲得的噪聲分量的平方值對(duì)每個(gè)回波時(shí)間都各自定義了一條直線(xiàn)；-計(jì)算這樣定義的各直線(xiàn)的斜率，以便獲得第三噪聲分量的平方和第四噪聲分量的平方；-推導(dǎo)根據(jù)方程σNB~S0·exp(-TE·R2*)]]>定義的第三噪聲分量σNB和根據(jù)方程σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*)]]>定義的第四噪聲分量σB，其中，R2*是所獲得的磁共振信號(hào)中包含的橫向馳豫率，TE是所產(chǎn)生的各磁共振圖像的回波時(shí)間，S0是用有效馳豫時(shí)間T2*加權(quán)的磁共振信號(hào)在回波時(shí)間TE等于0時(shí)的初始值。
在此，通過(guò)將第三噪聲分量和第四噪聲分量與對(duì)每個(gè)回波時(shí)間所獲得的斜率平方進(jìn)行匹配，不必重新用圖形方式推導(dǎo)第三噪聲分量和第四噪聲分量，而是優(yōu)選地用純計(jì)算方式進(jìn)行。
如果每個(gè)像素噪聲分量的第四噪聲分量用于檢測(cè)被觀察生命體腦部神經(jīng)活動(dòng)變化的步驟包含空間分辨地顯示第四噪聲分量的步驟，則專(zhuān)業(yè)人員可以特別好地進(jìn)一步判斷被觀察生命體腦部的神經(jīng)活動(dòng)變化。
上述技術(shù)問(wèn)題是通過(guò)一種核自旋斷層造影設(shè)備解決的，其具有根據(jù)本發(fā)明的方法、借助磁核自旋共振空間分辨地顯示被觀察生命體腦功能活動(dòng)變化的裝置，包括-控制單元，設(shè)計(jì)用于控制該核自旋斷層造影設(shè)備，以產(chǎn)生使用或不使用外部激勵(lì)刺激的生命體腦部的在不同的偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間下的時(shí)間上前后銜接的磁共振圖像；-處理裝置，設(shè)計(jì)用于對(duì)每個(gè)像素計(jì)算與時(shí)間上前后銜接的圖像中同一個(gè)像素相關(guān)的噪聲分量，將每個(gè)像素的噪聲分量分解為與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量和與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量，將每個(gè)像素噪聲分量的第二噪聲分量分解為與回波時(shí)間無(wú)關(guān)的第三噪聲分量和與回波時(shí)間相關(guān)的第四噪聲分量，以及將這樣獲得的每個(gè)像素噪聲分量的第四噪聲分量用于檢測(cè)被觀察生命體腦部的神經(jīng)活動(dòng)變化。
由此，本發(fā)明的方法可以借助本發(fā)明的核自旋斷層造影設(shè)備得以實(shí)施。
為了使專(zhuān)業(yè)人員能特別方便地判斷借助該核自旋斷層造影設(shè)備檢測(cè)的被觀察生命體腦部神經(jīng)活動(dòng)變化，特別優(yōu)選的是，該核自旋斷層造影設(shè)備還具有一個(gè)顯示裝置，用于通過(guò)空間分辨顯示第四噪聲分量來(lái)使被觀察生命體腦部的神經(jīng)活動(dòng)變化可視化。
下面結(jié)合附圖進(jìn)一步說(shuō)明本發(fā)明。在此示出了圖1為根據(jù)本發(fā)明的核自旋斷層造影設(shè)備的示意圖；圖2A、2B為計(jì)算一系列磁共振圖像的像素信號(hào)時(shí)間變化曲線(xiàn)的公知方法的示意圖；圖3為各像素噪聲分量平方對(duì)偏轉(zhuǎn)角的變化曲線(xiàn)；圖4為每個(gè)像素的第三噪聲分量對(duì)回波時(shí)間的變化曲線(xiàn)；圖5為每個(gè)像素的第四噪聲分量對(duì)回波時(shí)間的變化曲線(xiàn)；圖6為第二噪聲分量σP對(duì)回波時(shí)間的變化曲線(xiàn)。
具體實(shí)施例方式
在例如磁共振斷層造影的診斷方法中，可以獲得被檢查身體區(qū)域內(nèi)部的圖像，也就是空間分辨顯示。
圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的用于產(chǎn)生對(duì)象核自旋圖像的磁共振成像設(shè)備或核自旋斷層造影設(shè)備。在此，該核自旋斷層造影設(shè)備的結(jié)構(gòu)與常規(guī)的斷層造影設(shè)備一致。基本磁場(chǎng)磁鐵1產(chǎn)生穩(wěn)定的強(qiáng)磁場(chǎng)，用于極化或校準(zhǔn)對(duì)象檢查區(qū)域內(nèi)的核自旋，該對(duì)象例如是人體的待檢查部分。在例如球狀的測(cè)量空間M中定義了核自旋共振測(cè)量所需的基本磁場(chǎng)的高均勻性，人體的待檢查部分將送入該測(cè)量空間中。為了滿(mǎn)足均勻性要求，特別是為了消除不隨時(shí)間變化的影響，在合適的位置安裝了用鐵磁材料制成的填隙片。通過(guò)由補(bǔ)償供電裝置15控制的補(bǔ)償線(xiàn)圈2消除隨時(shí)間變化的影響。
在基本磁場(chǎng)磁鐵1中，設(shè)置了由三個(gè)分繞組構(gòu)成的圓柱形梯度線(xiàn)圈系統(tǒng)3。每個(gè)分繞組由放大器14供電，用于在笛卡爾坐標(biāo)系的各方向產(chǎn)生線(xiàn)性梯度場(chǎng)。在此，梯度場(chǎng)系統(tǒng)3的第一分繞組產(chǎn)生x方向的梯度GX，第二分繞組產(chǎn)生y方向的梯度GY，第三分繞組產(chǎn)生z方向的梯度GZ。通過(guò)組合笛卡爾梯度場(chǎng)，還可以在任意空間方向產(chǎn)生線(xiàn)性梯度場(chǎng)。每個(gè)放大器14都包括一數(shù)字模擬轉(zhuǎn)換器，由用于及時(shí)產(chǎn)生梯度脈沖的序列控制裝置18對(duì)其進(jìn)行控制。
在梯度場(chǎng)系統(tǒng)3內(nèi)有一高頻天線(xiàn)4，該天線(xiàn)將由高頻功率放大器提供的高頻脈沖轉(zhuǎn)換為交變磁場(chǎng)，用于激勵(lì)原子核，并校準(zhǔn)待檢查對(duì)象或?qū)ο蟮拇龣z查區(qū)域中的核自旋。高頻天線(xiàn)4由一個(gè)或多個(gè)高頻發(fā)射線(xiàn)圈以及一個(gè)或多個(gè)高頻接收線(xiàn)圈組成，也可以由線(xiàn)圈組件裝置構(gòu)成(通常稱(chēng)為“線(xiàn)圈陣列”或“定相陣列線(xiàn)圈”)。高頻天線(xiàn)4的高頻接收線(xiàn)圈也可以將由占主導(dǎo)地位(przedierend)的核自旋發(fā)出的交變場(chǎng)，也就是一般由一個(gè)或幾個(gè)高頻脈沖以及一個(gè)或幾個(gè)梯度脈沖組成的脈沖序列所引起的核自旋回波信號(hào)，轉(zhuǎn)換為電壓，通過(guò)放大器7傳送到高頻系統(tǒng)22的高頻接收信道8。高頻系統(tǒng)22進(jìn)一步包括發(fā)射信道9，其中，產(chǎn)生用于激勵(lì)磁核共振的高頻脈沖。在此，基于由設(shè)備計(jì)算機(jī)20預(yù)先給定的脈沖序列，將各高頻脈沖在序列控制裝置18中表示為數(shù)字化的復(fù)數(shù)序列。將這些數(shù)字序列作為實(shí)部和虛部分別通過(guò)輸入端12傳送到高頻系統(tǒng)22中的數(shù)字模擬轉(zhuǎn)換器，并由該轉(zhuǎn)換器傳送到發(fā)射信道9。在發(fā)射信道9中，將該脈沖序列調(diào)制為高頻載波信號(hào)，該信號(hào)的基頻與測(cè)量空間中核自旋的共振頻率一致。
通過(guò)發(fā)射接收開(kāi)關(guān)6將發(fā)射運(yùn)行方式轉(zhuǎn)換到接收運(yùn)行方式。高頻天線(xiàn)4的高頻發(fā)射線(xiàn)圈將用于激勵(lì)核自旋的高頻脈沖發(fā)射到測(cè)量空間M中，并通過(guò)高頻接收線(xiàn)圈掃描所產(chǎn)生的回波信號(hào)。在高頻系統(tǒng)22的接收信道8中對(duì)相應(yīng)獲得的核共振信號(hào)進(jìn)行相敏解調(diào)，并分別通過(guò)各模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換為測(cè)量信號(hào)的實(shí)部和虛部。通過(guò)圖像計(jì)算機(jī)17，利用這樣獲得的測(cè)量數(shù)據(jù)再現(xiàn)圖像。通過(guò)設(shè)備計(jì)算機(jī)20管理測(cè)量數(shù)據(jù)、圖像數(shù)據(jù)和控制程序?；谟煽刂瞥绦蝾A(yù)先給定的值，序列控制裝置18控制各期望的脈沖序列的產(chǎn)生并對(duì)k域進(jìn)行相應(yīng)的掃描。在此，序列控制裝置18特別控制梯度的及時(shí)通斷、具有定義的相位和幅度的高頻脈沖的輸出以及核共振信號(hào)的接收。高頻系統(tǒng)22和序列控制裝置18的時(shí)間基準(zhǔn)由合成器19提供。通過(guò)包括鍵盤(pán)和一個(gè)或多個(gè)顯示屏的終端21選擇相應(yīng)的控制程序，用于產(chǎn)生核自旋圖像，并顯示所產(chǎn)生的核自旋圖像。終端21還用于對(duì)核自旋圖像進(jìn)行分析處理。
根據(jù)圖1所示的實(shí)施方式，在按照本發(fā)明的用于借助磁核共振分辨地顯示被觀察生命體腦部的功能活動(dòng)變化的核自旋斷層造影設(shè)備中，在該核自旋斷層造影設(shè)備的上述設(shè)備計(jì)算機(jī)20中集成了控制單元和處理裝置。
將控制單元和處理裝置集成到設(shè)備計(jì)算機(jī)20中既可以通過(guò)硬件也可以通過(guò)軟件來(lái)完成。
圖1中，控制單元和處理裝置在軟件層面上集成到設(shè)備計(jì)算機(jī)20中。
但也可以將控制單元和/或處理裝置實(shí)施為獨(dú)立的硬件組件。
集成到設(shè)備計(jì)算機(jī)20中的控制單元用于控制核自旋斷層造影設(shè)備，以便在不同的偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間TE下產(chǎn)生在時(shí)間上前后銜接的生命體腦部磁共振圖像30。
在此，偏轉(zhuǎn)角被理解成這樣的角，即，由基本磁場(chǎng)磁鐵1產(chǎn)生的基本磁場(chǎng)校準(zhǔn)的被觀察生命體腦內(nèi)的核自旋，通過(guò)由該核自旋斷層造影設(shè)備激勵(lì)的入射高頻電磁場(chǎng)(但其中只有磁成分是重要的)，相對(duì)于核自旋校準(zhǔn)的方向偏轉(zhuǎn)的角。因此，該偏轉(zhuǎn)角的大小也是激勵(lì)脈沖幅度的度量，并由此成為信號(hào)強(qiáng)度的度量。然而，要注意的是，盡管如此，還是通過(guò)激勵(lì)角調(diào)制信號(hào)強(qiáng)度，在信號(hào)強(qiáng)度和該激勵(lì)角之間不存在線(xiàn)性關(guān)系。
回波時(shí)間被理解為激勵(lì)脈沖和信號(hào)接收時(shí)刻之間的時(shí)間間隔。
在此，可以例如利用聽(tīng)覺(jué)方式通過(guò)刺激函數(shù)激勵(lì)生命體。
然而，對(duì)生命體的外部激勵(lì)也可以例如利用視覺(jué)方式通過(guò)認(rèn)知過(guò)程(例如識(shí)別某個(gè)成像在所示出的圖像上的人)或根據(jù)統(tǒng)計(jì)結(jié)果進(jìn)行。
此外，根據(jù)本實(shí)施方式，在核自旋斷層造影設(shè)備上的控制單元發(fā)出的控制命令以步進(jìn)方式改變用于產(chǎn)生磁共振圖像的偏轉(zhuǎn)角，該步進(jìn)方式例如在18°、42°和90°之間，其中，對(duì)每個(gè)偏轉(zhuǎn)角都用不同的回波時(shí)間產(chǎn)生多幅時(shí)間上前后銜接的磁共振圖像30。在該例中，回波時(shí)間值在7ms至90ms之間。
根據(jù)一種未進(jìn)一步描述的可選實(shí)施方式，在產(chǎn)生時(shí)間上前后銜接的圖像時(shí)，首先保持回波時(shí)間恒定，而改變偏轉(zhuǎn)角?；蛘撸?dāng)然也可以同時(shí)改變時(shí)間上前后銜接的圖像之間的偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間。
如圖2所示，在改變偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間的條件下，借助本發(fā)明的核自旋斷層造影設(shè)備首先產(chǎn)生多幅借助外部激勵(lì)刺激的生命體腦部磁共振圖像30。這些圖像又由大量像素(圖像點(diǎn))31構(gòu)成。
由于通過(guò)所述核自旋斷層造影設(shè)備在時(shí)間上前后銜接地拍攝磁共振圖像30，因此，這些圖像必然包含有關(guān)接收信號(hào)隨時(shí)間變化的信息。
圖2B中，概略示出了像素31在前后銜接圖像上(并由此在時(shí)間上)的相應(yīng)的信號(hào)變化曲線(xiàn)。
同樣，集成到設(shè)備計(jì)算機(jī)20中的本發(fā)明核自旋斷層造影設(shè)備的處理裝置用于對(duì)每個(gè)像素31計(jì)算與時(shí)間上前后銜接的圖像30中同一像素31相關(guān)的噪聲分量σ，其中，這些圖像具有相同的偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間。
根據(jù)這里描述的實(shí)施方式，對(duì)每個(gè)像素計(jì)算所產(chǎn)生的各圖像30中每個(gè)像素31的信號(hào)變化曲線(xiàn)的標(biāo)準(zhǔn)偏差如圖2A中的箭頭所示。
在處理裝置對(duì)每個(gè)像素31都計(jì)算了與時(shí)間上前后銜接的圖像30中同一個(gè)像素31相關(guān)的噪聲分量σ之后，通過(guò)該相應(yīng)設(shè)計(jì)的處理裝置將每個(gè)像素31的噪聲分量σ分解為與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量σT和與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量σP。
該與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量σT也稱(chēng)為“熱噪聲”。
與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量σP是由呼吸和心臟跳動(dòng)引起的基本腦髓變化、血液流動(dòng)和血流量波動(dòng)以及血管系統(tǒng)的振動(dòng)導(dǎo)致的，并因此稱(chēng)為“生理噪聲”。
根據(jù)這里描述的實(shí)施方式，將每個(gè)像素31的噪聲分量σ分解為第一噪聲分量σT和第二噪聲分量σP是在所述處理裝置中通過(guò)觀測(cè)至少兩幅在應(yīng)用不同偏轉(zhuǎn)角條件下產(chǎn)生的圖像30進(jìn)行的。
在此，該處理裝置中首先以至少兩個(gè)不同的偏轉(zhuǎn)角計(jì)算每個(gè)像素31的噪聲分量的σ平方。
如圖3所示，在一幅橫坐標(biāo)表示噪聲分量σ的平方、縱坐標(biāo)表示與偏轉(zhuǎn)角相應(yīng)的信號(hào)強(qiáng)度的平方的圖中，至少兩個(gè)這樣獲得的噪聲分量σ的平方值定義了一條直線(xiàn)，其在偏轉(zhuǎn)角為0度時(shí)與橫坐標(biāo)軸相交。
接著，處理裝置計(jì)算該直線(xiàn)與橫坐標(biāo)軸交點(diǎn)處的噪聲分量σ的平方值，以獲得與信號(hào)強(qiáng)度無(wú)關(guān)以及由此與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量σT的平方值。
處理裝置還進(jìn)一步計(jì)算出該直線(xiàn)的斜率λ。
由于根據(jù)該優(yōu)選實(shí)施方式，每個(gè)像素31的噪聲分量σ的平方等于第一噪聲分量σT和第二噪聲分量σP的平方和，因此，處理裝置可以通過(guò)從各噪聲分量σ平方值中減去所計(jì)算的第一噪聲分量σT平方值，對(duì)至少兩個(gè)偏轉(zhuǎn)角計(jì)算出與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量σP平方值。
在此需要注意的是，優(yōu)選借助公式σP＝λ·s計(jì)算第二噪聲分量σP，因?yàn)橹本€(xiàn)的斜率λ包含在第二噪聲分量σP中。
這在圖3中已經(jīng)說(shuō)明，其中，第一和第二噪聲分量簡(jiǎn)化地稱(chēng)為第一和第二分量。
接著通過(guò)同樣可以由處理裝置進(jìn)行的開(kāi)方，獲得所查找的與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量σT和與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量σP的值，從而根據(jù)本發(fā)明對(duì)噪聲分量σ進(jìn)行期望的分解。
根據(jù)本發(fā)明，處理裝置進(jìn)一步用于將這樣獲得的每個(gè)像素31噪聲分量σ的第二噪聲分量σP分解為與回波時(shí)間TE無(wú)關(guān)的第三噪聲分量σNB和與回波時(shí)間TE相關(guān)的第四噪聲分量σB。
在此，第三噪聲分量σNB也由腦脈沖引起，這些脈沖例如由被觀察生命體的心臟跳動(dòng)和呼吸引起。
在此，根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方式，第三噪聲分量σNB具有圖4中概略示出的、并數(shù)學(xué)描述為σNB~S0·exp(-TE·R2*)]]>的變化曲線(xiàn)，或者具有比例因子c1，σNB=c1·S0·exp(-TE·R2*).]]>第四噪聲分量σB也反映了信號(hào)起伏，該起伏是由有效馳豫時(shí)間T2*的起伏引起的。有效馳豫時(shí)間T2*總是小于實(shí)際的與材料相關(guān)的橫向馳豫時(shí)間T2，并且是由基本磁場(chǎng)磁鐵1產(chǎn)生的穩(wěn)定基本磁場(chǎng)的空間不均勻性導(dǎo)致的。
在該例中，第四噪聲分量σB具有圖5中概略示出的、并數(shù)學(xué)描述為σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*)]]>的變化曲線(xiàn)，或者具有比例因子σB=c2·S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*).]]>在第三噪聲分量σNB和第四噪聲分量σB的數(shù)學(xué)表達(dá)式中，R2*表示在獲得的磁共振信號(hào)中(以及由此在獲得的磁共振圖像中)包含的橫向馳豫率，TE表示所產(chǎn)生的各磁共振圖像30的回波時(shí)間，S0表示用有效馳豫時(shí)間T2*加權(quán)的磁共振信號(hào)在回波時(shí)間等于0時(shí)的初始值。在此，橫向馳豫率R2*是有效馳豫時(shí)間T2*的倒數(shù)T2*=1R2*.]]>在這里所述的優(yōu)選實(shí)施方式中，每個(gè)像素31噪聲分量σ的第二噪聲分量σP的平方等于第三噪聲分量σNB和第四噪聲分量σB的平方和。
這里，在處理裝置中，通過(guò)觀測(cè)至少兩幅在應(yīng)用不同回波時(shí)間TE的條件下產(chǎn)生的圖像30，將每個(gè)像素31噪聲分量σ的第二噪聲分量σP分解為與回波時(shí)間TE無(wú)關(guān)的第三噪聲分量σNB和與回波時(shí)間TE相關(guān)的第四噪聲分量σB。
在此，在該處理裝置中，首先(如上所述)對(duì)至少兩個(gè)不同的回波時(shí)間TE計(jì)算噪聲分量σ的平方。這樣對(duì)至少兩個(gè)回波時(shí)間TE獲得的斜率λ2值在橫坐標(biāo)表示斜率平方、縱坐標(biāo)表示回波時(shí)間平方的圖中定義了一條直線(xiàn)。這類(lèi)似于在前面結(jié)合圖3對(duì)確定σP＝λ·s的描述。
在該直線(xiàn)與橫坐標(biāo)軸(c12)的交點(diǎn)處，根據(jù)λ2=c12+c22·R2*2·TE2]]>計(jì)算第三噪聲分量的平方σNB2=c12·S2.]]>接著，由處理裝置計(jì)算這樣定義的直線(xiàn)斜率c22·R2*2·TE2.]]>因此，由所獲得的斜率計(jì)算出第四噪聲分量的平方σB2=c22·R1*2·TE2·S2.]]>如圖6所示，通過(guò)這樣獲得的斜率λ構(gòu)成與回波時(shí)間TE相關(guān)的函數(shù)。在此，將斜率λ理解為減小磁共振圖像30中各像素31的信噪比的物理度量。
由于根據(jù)所述優(yōu)選實(shí)施方式已知第三噪聲分量σNB和第四噪聲分量σB的原理變化曲線(xiàn)(見(jiàn)圖4和圖5)，因此，處理裝置現(xiàn)在可以通過(guò)將第三噪聲分量σNB和第四噪聲分量σB與在每個(gè)回波時(shí)間TE獲得的斜率λ的平方相匹配，推導(dǎo)出第三噪聲分量σNB和第四噪聲分量σB。
這里，借助對(duì)每個(gè)回波時(shí)間TE獲得的斜率λ的平方推導(dǎo)第三噪聲分量σNB和第四噪聲分量σB也不必利用圖形方式進(jìn)行，而是優(yōu)選由本發(fā)明核自旋斷層造影設(shè)備的處理裝置進(jìn)行分析而得出。
根據(jù)本發(fā)明，本發(fā)明核自旋斷層造影設(shè)備的處理裝置進(jìn)一步用于在應(yīng)用這樣獲得的每個(gè)像素31噪聲分量σ的第四噪聲分量σB之下，檢測(cè)例如由外部激勵(lì)導(dǎo)致的被觀察生命體腦神經(jīng)活動(dòng)的變化。
因此，借助本發(fā)明的核自旋斷層造影設(shè)備和本發(fā)明的方法，在不需了解生命體的可能外部激勵(lì)的時(shí)間變化曲線(xiàn)，以及無(wú)需進(jìn)行大約一個(gè)互相關(guān)的情況下，也可以探測(cè)例如由外部激勵(lì)導(dǎo)致的被觀察生命體腦神經(jīng)活動(dòng)變化。
因此，借助本發(fā)明的方法，也可以檢測(cè)由認(rèn)知過(guò)程或與統(tǒng)計(jì)結(jié)果相關(guān)過(guò)程導(dǎo)致的被觀察生命體腦活動(dòng)變化。
此外，根據(jù)本發(fā)明的方法，由于與偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間無(wú)關(guān)的噪聲分量對(duì)于通過(guò)本發(fā)明的核自旋斷層造影設(shè)備探測(cè)所查找的像素的檢測(cè)不起作用，因此，可以特別靈敏地檢測(cè)到被觀察生命體腦部的活動(dòng)變化。
為了使專(zhuān)業(yè)人員能特別好地對(duì)由外部激勵(lì)導(dǎo)致的被觀察生命體腦部神經(jīng)活動(dòng)變化進(jìn)行進(jìn)一步判斷，圖1所示的根據(jù)本優(yōu)選實(shí)施方式描述的核自旋斷層造影設(shè)備中的圖像計(jì)算機(jī)17還具有顯示裝置。
在此，該顯示裝置用于通過(guò)空間分辨顯示第四噪聲分量σB，而將被觀察生命體腦部的神經(jīng)活動(dòng)變化可視化。
因此，可以特別簡(jiǎn)單方便地對(duì)通過(guò)應(yīng)用每個(gè)像素31噪聲分量σ的第四噪聲分量σB檢測(cè)的被觀察生命體腦部神經(jīng)活動(dòng)變化進(jìn)行分析處理。
權(quán)利要求
1.一種借助磁核自旋共振空間分辨地顯示被觀察生命體腦部功能性活動(dòng)變化的方法，包括以下步驟-在改變偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間(TE)的條件下，產(chǎn)生時(shí)間上前后銜接的生命體腦部磁共振圖像(30)，其中，使用或不使用外界激勵(lì)對(duì)該生命體進(jìn)行刺激；-對(duì)每個(gè)像素(31)計(jì)算與在時(shí)間上前后銜接的圖像中同一像素(31)相關(guān)的噪聲分量(σ)；-將每個(gè)像素(31)的噪聲分量(σ)分解為與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量(σT)和與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量(σP)；-將每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的第二噪聲分量(σP)分解為與回波時(shí)間(TE)無(wú)關(guān)的第三噪聲分量(σNB)和與回波時(shí)間(TE)相關(guān)的第四噪聲分量(σB)；以及-將這樣獲得的每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的第四噪聲分量(σB)用于檢測(cè)被觀察生命體腦神經(jīng)活動(dòng)的變化。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述對(duì)每個(gè)像素(31)計(jì)算與時(shí)間上前后銜接的圖像(30)中同一個(gè)像素(31)相關(guān)的噪聲分量(σ)的步驟，通過(guò)在所產(chǎn)生的各圖像(30)中對(duì)每個(gè)像素(31)計(jì)算信號(hào)變化曲線(xiàn)的標(biāo)準(zhǔn)偏差來(lái)實(shí)現(xiàn)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其特征在于，所述將每個(gè)像素(31)的噪聲分量(σ)分解為與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量(σT)和與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量(σP)的步驟，通過(guò)觀測(cè)至少兩幅采用不同偏轉(zhuǎn)角產(chǎn)生的圖像(30)進(jìn)行。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，所述每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的平方等于所述第一噪聲分量σT和所述第二噪聲分量σP的平方和σ2=σT2+σP2.]]>
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于，所述將每個(gè)像素(31)的噪聲分量(σ)分解為第一噪聲分量(σT)和第二噪聲分量(σP)的步驟包括以下子步驟-對(duì)至少兩個(gè)不同的偏轉(zhuǎn)角計(jì)算每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的平方，其中，在一幅橫坐標(biāo)表示噪聲分量(σ)平方、縱坐標(biāo)表示與偏轉(zhuǎn)角相應(yīng)的像素信號(hào)強(qiáng)度平方的圖中，這樣獲得的噪聲分量(σ)平方的值定義了一條直線(xiàn)，該直線(xiàn)在偏轉(zhuǎn)角為0度以及由此信號(hào)強(qiáng)度為0時(shí)與橫坐標(biāo)軸相交；-計(jì)算該直線(xiàn)與橫坐標(biāo)軸交點(diǎn)處噪聲分量(σ)平方的值，以便獲得與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量(σT)的平方值；以及-計(jì)算這樣定義的各直線(xiàn)的斜率(λ)，其與各信號(hào)強(qiáng)度平方的乘積就是第二噪聲分量(σP)的平方值。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于，對(duì)每個(gè)像素(31)計(jì)算這樣定義的直線(xiàn)的斜率(λ)，并用作減小所述磁共振圖像(30)各像素(31)的信噪比的物理度量。
7.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，所述將每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的第二噪聲分量(σP)分解為與回波時(shí)間(TE)無(wú)關(guān)的第三噪聲分量(σNB)和與回波時(shí)間(TE)相關(guān)的第四噪聲分量(σB)的步驟，通過(guò)觀測(cè)至少兩幅采用不同回波時(shí)間(TE)產(chǎn)生的圖像(30)來(lái)實(shí)現(xiàn)。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，所述每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的第二噪聲分量(σP)的平方等于所述第三噪聲分量σNB和所述第四噪聲分量σB的平方和，即σP2=σNB2+σB2.]]>
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其特征在于，所述第三噪聲分量σNB的變化曲線(xiàn)可以描述為σNB~S0·exp(-TE·R2*),]]>其中，R2*是所獲得的磁共振信號(hào)中包含的橫向馳豫率，TE是所產(chǎn)生的各磁共振圖像(30)的回波時(shí)間，S0是用有效馳豫時(shí)間T2*加權(quán)的磁共振信號(hào)在回波時(shí)間等于0時(shí)的初始值。
10.根據(jù)權(quán)利要求8或9所述的方法，其特征在于，所述第四噪聲分量σB的變化曲線(xiàn)可以描述為σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*),]]>其中，R2*是所獲得的磁共振信號(hào)中包含的橫向馳豫率，TE是所產(chǎn)生的各磁共振圖像(30)的回波時(shí)間，S0是用有效馳豫時(shí)間T2*加權(quán)的磁共振信號(hào)在回波時(shí)間等于0時(shí)的初始值。
11.根據(jù)權(quán)利要求8至10中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，所述將每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的第二噪聲分量(σP)分解為第三噪聲分量(σNB)和第四噪聲分量(σB)的步驟包括以下子步驟-對(duì)至少兩個(gè)不同偏轉(zhuǎn)角和至少兩個(gè)不同的回波時(shí)間(TE)計(jì)算每個(gè)像素(31)的噪聲分量(σ)的平方，其中，在一幅橫坐標(biāo)表示噪聲分量(σ)平方、縱坐標(biāo)表示與偏轉(zhuǎn)角成正比的信號(hào)強(qiáng)度平方的圖中，這樣獲得的噪聲分量(σ)的平方值對(duì)每個(gè)回波時(shí)間(TE)都各自定義了一條直線(xiàn)；-計(jì)算這樣定義的各直線(xiàn)的斜率(λ2)，以便獲得第三噪聲分量的平方(σNB2)和第四噪聲分量的平方(σB2)；-推導(dǎo)根據(jù)方程σNB~S0·exp(-TE·R2*)]]>定義的第三噪聲分量σNB和根據(jù)方程σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*)]]>定義的第四噪聲分量σB，其中，R2*是所獲得的磁共振信號(hào)中包含的橫向馳豫率，TE是所產(chǎn)生的各磁共振圖像(30)的回波時(shí)間，S0是用有效馳豫時(shí)間T2*加權(quán)的磁共振信號(hào)在回波時(shí)間(TE)等于0時(shí)的初始值。
12.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于，所述利用每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的第四噪聲分量(σB)檢測(cè)被觀察生命體腦神經(jīng)活動(dòng)變化的步驟包含空間地分辨顯示該第四噪聲分量(σB)的步驟。
13.一種核自旋斷層造影設(shè)備，具有根據(jù)權(quán)利要求1至12中任一項(xiàng)所述的方法、借助磁核自旋共振空間分辨地顯示被觀察生命體腦功能活動(dòng)變化的裝置，包括-控制單元，設(shè)計(jì)用于控制該核自旋斷層造影設(shè)備，以產(chǎn)生使用或不使用外部激勵(lì)刺激的生命體腦部的在不同的偏轉(zhuǎn)角和回波時(shí)間(TE)下的時(shí)間上前后銜接的磁共振圖像(30)；-處理裝置，設(shè)計(jì)用于對(duì)每個(gè)像素(31)計(jì)算與時(shí)間上前后銜接的圖像(30)中同一個(gè)像素(31)相關(guān)的噪聲分量(σ)，將每個(gè)像素(31)的噪聲分量(σ)分解為與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量(σT)和與偏轉(zhuǎn)角相關(guān)的第二噪聲分量(σP)，將每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的第二噪聲分量(σP)分解為與回波時(shí)間(TE)無(wú)關(guān)的第三噪聲分量(σNB)和與回波時(shí)間(TE)相關(guān)的第四噪聲分量(σB)，以及將這樣獲得的每個(gè)像素(31)噪聲分量(σ)的第四噪聲分量(σB)用于檢測(cè)被觀察生命體腦部的神經(jīng)活動(dòng)變化。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的設(shè)備，其特征在于，所述核自旋斷層造影設(shè)備還具有一個(gè)顯示裝置，設(shè)計(jì)用于通過(guò)空間分辨地顯示第四噪聲分量(σB)來(lái)可視化被觀察生命體腦部的神經(jīng)活動(dòng)變化。
全文摘要
本發(fā)明公開(kāi)了一種借助磁核自旋共振空間分辨地顯示被觀察生命體腦功能活動(dòng)變化的方法，包括步驟產(chǎn)生在時(shí)間上前后銜接的生命體腦部磁共振圖像(30)；計(jì)算在時(shí)間上前后銜接的圖像中同一像素(31)的噪聲分量(σ)；將該噪聲分量(σ)分解為與偏轉(zhuǎn)角無(wú)關(guān)的第一噪聲分量(σ
文檔編號(hào)G01R33/48GK1457744SQ0313682
公開(kāi)日2003年11月26日 申請(qǐng)日期2003年5月19日 優(yōu)先權(quán)日2002年5月17日
發(fā)明者岡納·克魯格 申請(qǐng)人:西門(mén)子公司