专利名称：空间分辨显示脑功能活动变化方法及核自旋断层造影设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种借助磁核自旋共振，空间分辨地显示被观察生命体脑部功能性活动的方法以及核自旋断层造影设备。
背景技术：
已公知可以利用核自旋断层造影检测例如通过外部激励引起的人体大脑表层中的脑活动。对于这样一种外部激励，例如可以是视觉或听觉刺激。
一个典型的利用核自旋断层造影实施的实验是所谓的“fMRI-BOLD”实验。在此，“fMRI”代表功能性磁共振断层造影，BOLD代表“血氧水平依赖”(blood oxygenation level dependent)(依赖于血中的含氧量)。功能性磁共振断层造影的目标在于，精确探测被观察生命体由特定激励引起的脑部活动的变化。由此，例如在手术摘除脑部肿瘤之前，将脑部功能中心与肿瘤分开，以避免对患者脑部重要功能区域的损伤。
BOLD效应以血液中氧化血红蛋白和去氧血红蛋白的不同磁特性为基础。与逆磁性氧化血红蛋白相反，去氧血红蛋白具有两个未结合的铁电子，并因此是顺磁性的。因此，局部脑活动(神经活动)引起的去氧血红蛋白局部浓度的升高会导致产生不均匀的局部磁场。这将加速借助核自旋断层造影设备激励的核自旋成像横向磁化的衰变。在脑部活动加强时，通过提高逆磁性氧化血红蛋白的输送量来过补偿由此而升高的氧气需要。因此，对局部场不均匀性反应特别灵敏的核自旋断层造影设备的梯度回波序列可以显示出在脑部活动加强时磁共振图像中强度的微弱增强。
因此，功能性磁共振断层造影的核心问题在于，将由特定刺激引起的脑活动与其它脑活动区分开来。
为了解决这个问题，已知以下方法，即，对时间上前后衔接的被观察生命体脑部磁共振图像(通常几百幅)的每个像素(图像点)计算用于刺激的刺激函数与所获得的各像素的时间信号变化曲线之间的相关系数。对每个像素都用数学式确定，在刺激函数的时间变化曲线与该像素的亮度波动之间是否存在显著的关系。
由此很明显，必须在实施相关之前已知与所产生的被观察生命体脑部磁共振图像有关的刺激函数的时间变化曲线。因此，一般采用周期函数作为刺激函数。因此，典型的刺激函数是用间歇分开的刺激(例如20秒手指运动、30秒休息、20秒手指运动、30秒休息…)的周期性序列。
上述相关的缺陷在于，需要精确了解刺激函数，以便能获得检查的认知过程。

发明内容
因此本发明要解决的技术问题是，提供一种方法及核自旋断层造影设备，用于即便在不了解大部分外界激励的时间变化曲线时，也能方便精确地获得被观察生命体脑功能活动的变化。
本发明的技术问题是通过一种用于借助磁核自旋共振空间分辨地显示被观察生命体脑部功能性活动变化的方法解决的，其包括以下步骤-在改变偏转角和回波时间的条件下，产生时间上前后衔接的生命体脑部磁共振图像，其中，使用或不使用外界激励对该生命体进行刺激；-对每个像素计算与在时间上前后衔接的图像中同一像素相关的噪声分量；-将每个像素的噪声分量分解为与偏转角无关的第一噪声分量和与偏转角相关的第二噪声分量；-将每个像素噪声分量的第二噪声分量分解为与回波时间无关的第三噪声分量和与回波时间相关的第四噪声分量；以及-将这样获得的每个像素噪声分量的第四噪声分量用于检测被观察生命体脑神经活动的变化。
因此，借助本发明的方法，在不了解生命体外部激励的时间变化曲线，以及在不实施t测试或其它借助参考函数工作的统计方法的互相关时，也可以检测被观察生命体脑部的神经活动变化。
因此，借助本发明的方法，还可以检测被观察生命体脑部的认知过程，或由统计过程导致的脑部活动变化。
由于根据本发明对每个像素进行检测，因此，可以对所检测的活动变化进行空间分辨显示。此外，由于与偏转角和回波时间无关的噪声分量不参与检测所查找的像素，因此，利用本发明的方法可以特别灵敏地检测到被观察生命体脑活动的变化。
优选的，对每个像素计算与时间上前后衔接图像中同一个像素相关的噪声分量的步骤，可以通过对每个像素计算所产生的各图像中信号变化曲线的标准偏差进行。
优选的，将每个像素的噪声分量分解为与偏转角无关的第一噪声分量和与偏转角相关的第二噪声分量的步骤，通过观测至少两幅采用不同偏转角产生的图像进行。
根据本发明的方法基于以下事实，即，第一噪声分量σT的平方和第二噪声分量σP的平方的和等于总噪声的平方σ2=σT2+σP2.]]>根据本发明方法的优选实施方式，将每个像素的噪声分量分解为第一噪声分量和第二噪声分量的步骤还包括以下子步骤-对至少两个不同的偏转角计算每个像素噪声分量的平方，其中，在一幅横坐标表示噪声分量平方、纵坐标表示与偏转角相应的像素信号强度平方的图中，这样获得的噪声分量平方的值定义了一条直线，该直线在偏转角为0度以及由此信号强度为0时与横坐标轴相交；-计算该直线与横坐标轴交点处噪声分量平方的值，以便获得与偏转角无关的第一噪声分量的平方值；以及-计算这样定义的各直线的斜率，其与各信号强度平方的乘积就是第二噪声分量的平方值。
由此，根据本发明的方法基于以下事实，即，第二噪声分量σP的特征在于可通过偏转角调制的信号强度s，σP＝λ·s，其中λ是恒定斜率。
其中，为了获得与偏转角无关的第一噪声分量的平方值，不必以图形方式计算直线与横坐标轴交点的噪声分量平方值，而是优选地用计算方式。
这样定义的直线的对每个像素计算的斜率由于获得了这样一个进一步表示各像素的因子，而可以作为减小用T2*加权的磁共振图像各像素的信噪比的物理度量。
优选的，将每个像素噪声分量的第二噪声分量分解为与回波时间无关的第三噪声分量和与回波时间相关的第四噪声分量的步骤，通过观测至少两幅在不同的回波时间下产生的图像进行。
通过比较这两幅采用不同回波时间产生的图像，可以特别容易地确定第三噪声分量和第四噪声分量。
根据本发明的方法基于以下事实，即，第三噪声分量σNB和第四噪声分量σB的平方和等于第二噪声分量σP的平方，即σP2=σNB2+σB2.]]>根据特别优选的实施方式，第三噪声分量σNB的变化曲线可以描述为σNB~S0·exp(-TE·R2*),]]>其中R2*是在所获得的磁共振信号中包含的横向驰豫率，TE是各产生的磁共振图像的回波时间，S0是用有效驰豫时间T2*加权的磁共振信号在回波时间等于0时的初始值。
相应的，根据该特别优选的实施方式，第四噪声分量σB的变化曲线可以描述为σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*),]]>其中R2*是在所获得的磁共振信号中包含的横向驰豫率，TE是各产生的磁共振图像的回波时间，S0是用有效驰豫时间T2*加权的磁共振信号在回波时间等于0时的初始值。
将每个像素噪声分量的第二噪声分量分解为第三噪声分量和第四噪声分量的步骤优选包括以下子步骤-对至少两个不同偏转角和至少两个不同的回波时间计算每个像素的噪声分量的平方，其中，在一幅横坐标表示噪声分量的平方、纵坐标表示与偏转角成正比的信号强度平方的图中，这样获得的噪声分量的平方值对每个回波时间都各自定义了一条直线；-计算这样定义的各直线的斜率，以便获得第三噪声分量的平方和第四噪声分量的平方；-推导根据方程σNB~S0·exp(-TE·R2*)]]>定义的第三噪声分量σNB和根据方程σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*)]]>定义的第四噪声分量σB，其中，R2*是所获得的磁共振信号中包含的横向驰豫率，TE是所产生的各磁共振图像的回波时间，S0是用有效驰豫时间T2*加权的磁共振信号在回波时间TE等于0时的初始值。
在此，通过将第三噪声分量和第四噪声分量与对每个回波时间所获得的斜率平方进行匹配，不必重新用图形方式推导第三噪声分量和第四噪声分量，而是优选地用纯计算方式进行。
如果每个像素噪声分量的第四噪声分量用于检测被观察生命体脑部神经活动变化的步骤包含空间分辨地显示第四噪声分量的步骤，则专业人员可以特别好地进一步判断被观察生命体脑部的神经活动变化。
上述技术问题是通过一种核自旋断层造影设备解决的，其具有根据本发明的方法、借助磁核自旋共振空间分辨地显示被观察生命体脑功能活动变化的装置，包括-控制单元，设计用于控制该核自旋断层造影设备，以产生使用或不使用外部激励刺激的生命体脑部的在不同的偏转角和回波时间下的时间上前后衔接的磁共振图像；-处理装置，设计用于对每个像素计算与时间上前后衔接的图像中同一个像素相关的噪声分量，将每个像素的噪声分量分解为与偏转角无关的第一噪声分量和与偏转角相关的第二噪声分量，将每个像素噪声分量的第二噪声分量分解为与回波时间无关的第三噪声分量和与回波时间相关的第四噪声分量，以及将这样获得的每个像素噪声分量的第四噪声分量用于检测被观察生命体脑部的神经活动变化。
由此，本发明的方法可以借助本发明的核自旋断层造影设备得以实施。
为了使专业人员能特别方便地判断借助该核自旋断层造影设备检测的被观察生命体脑部神经活动变化，特别优选的是，该核自旋断层造影设备还具有一个显示装置，用于通过空间分辨显示第四噪声分量来使被观察生命体脑部的神经活动变化可视化。


下面结合附图进一步说明本发明。在此示出了图1为根据本发明的核自旋断层造影设备的示意图；图2A、2B为计算一系列磁共振图像的像素信号时间变化曲线的公知方法的示意图；图3为各像素噪声分量平方对偏转角的变化曲线；图4为每个像素的第三噪声分量对回波时间的变化曲线；图5为每个像素的第四噪声分量对回波时间的变化曲线；图6为第二噪声分量σP对回波时间的变化曲线。
具体实施例方式
在例如磁共振断层造影的诊断方法中，可以获得被检查身体区域内部的图像，也就是空间分辨显示。
图1示出了根据本发明的用于产生对象核自旋图像的磁共振成像设备或核自旋断层造影设备。在此，该核自旋断层造影设备的结构与常规的断层造影设备一致。基本磁场磁铁1产生稳定的强磁场，用于极化或校准对象检查区域内的核自旋，该对象例如是人体的待检查部分。在例如球状的测量空间M中定义了核自旋共振测量所需的基本磁场的高均匀性，人体的待检查部分将送入该测量空间中。为了满足均匀性要求，特别是为了消除不随时间变化的影响，在合适的位置安装了用铁磁材料制成的填隙片。通过由补偿供电装置15控制的补偿线圈2消除随时间变化的影响。
在基本磁场磁铁1中，设置了由三个分绕组构成的圆柱形梯度线圈系统3。每个分绕组由放大器14供电，用于在笛卡尔坐标系的各方向产生线性梯度场。在此，梯度场系统3的第一分绕组产生x方向的梯度GX，第二分绕组产生y方向的梯度GY，第三分绕组产生z方向的梯度GZ。通过组合笛卡尔梯度场，还可以在任意空间方向产生线性梯度场。每个放大器14都包括一数字模拟转换器，由用于及时产生梯度脉冲的序列控制装置18对其进行控制。
在梯度场系统3内有一高频天线4，该天线将由高频功率放大器提供的高频脉冲转换为交变磁场，用于激励原子核，并校准待检查对象或对象的待检查区域中的核自旋。高频天线4由一个或多个高频发射线圈以及一个或多个高频接收线圈组成，也可以由线圈组件装置构成(通常称为“线圈阵列”或“定相阵列线圈”)。高频天线4的高频接收线圈也可以将由占主导地位(przedierend)的核自旋发出的交变场，也就是一般由一个或几个高频脉冲以及一个或几个梯度脉冲组成的脉冲序列所引起的核自旋回波信号，转换为电压，通过放大器7传送到高频系统22的高频接收信道8。高频系统22进一步包括发射信道9，其中，产生用于激励磁核共振的高频脉冲。在此，基于由设备计算机20预先给定的脉冲序列，将各高频脉冲在序列控制装置18中表示为数字化的复数序列。将这些数字序列作为实部和虚部分别通过输入端12传送到高频系统22中的数字模拟转换器，并由该转换器传送到发射信道9。在发射信道9中，将该脉冲序列调制为高频载波信号，该信号的基频与测量空间中核自旋的共振频率一致。
通过发射接收开关6将发射运行方式转换到接收运行方式。高频天线4的高频发射线圈将用于激励核自旋的高频脉冲发射到测量空间M中，并通过高频接收线圈扫描所产生的回波信号。在高频系统22的接收信道8中对相应获得的核共振信号进行相敏解调，并分别通过各模拟数字转换器转换为测量信号的实部和虚部。通过图像计算机17，利用这样获得的测量数据再现图像。通过设备计算机20管理测量数据、图像数据和控制程序。基于由控制程序预先给定的值，序列控制装置18控制各期望的脉冲序列的产生并对k域进行相应的扫描。在此，序列控制装置18特别控制梯度的及时通断、具有定义的相位和幅度的高频脉冲的输出以及核共振信号的接收。高频系统22和序列控制装置18的时间基准由合成器19提供。通过包括键盘和一个或多个显示屏的终端21选择相应的控制程序，用于产生核自旋图像，并显示所产生的核自旋图像。终端21还用于对核自旋图像进行分析处理。
根据图1所示的实施方式，在按照本发明的用于借助磁核共振分辨地显示被观察生命体脑部的功能活动变化的核自旋断层造影设备中，在该核自旋断层造影设备的上述设备计算机20中集成了控制单元和处理装置。
将控制单元和处理装置集成到设备计算机20中既可以通过硬件也可以通过软件来完成。
图1中，控制单元和处理装置在软件层面上集成到设备计算机20中。
但也可以将控制单元和/或处理装置实施为独立的硬件组件。
集成到设备计算机20中的控制单元用于控制核自旋断层造影设备，以便在不同的偏转角和回波时间TE下产生在时间上前后衔接的生命体脑部磁共振图像30。
在此，偏转角被理解成这样的角，即，由基本磁场磁铁1产生的基本磁场校准的被观察生命体脑内的核自旋，通过由该核自旋断层造影设备激励的入射高频电磁场(但其中只有磁成分是重要的)，相对于核自旋校准的方向偏转的角。因此，该偏转角的大小也是激励脉冲幅度的度量，并由此成为信号强度的度量。然而，要注意的是，尽管如此，还是通过激励角调制信号强度，在信号强度和该激励角之间不存在线性关系。
回波时间被理解为激励脉冲和信号接收时刻之间的时间间隔。
在此，可以例如利用听觉方式通过刺激函数激励生命体。
然而，对生命体的外部激励也可以例如利用视觉方式通过认知过程(例如识别某个成像在所示出的图像上的人)或根据统计结果进行。
此外，根据本实施方式，在核自旋断层造影设备上的控制单元发出的控制命令以步进方式改变用于产生磁共振图像的偏转角，该步进方式例如在18°、42°和90°之间，其中，对每个偏转角都用不同的回波时间产生多幅时间上前后衔接的磁共振图像30。在该例中，回波时间值在7ms至90ms之间。
根据一种未进一步描述的可选实施方式，在产生时间上前后衔接的图像时，首先保持回波时间恒定，而改变偏转角。或者，当然也可以同时改变时间上前后衔接的图像之间的偏转角和回波时间。
如图2所示，在改变偏转角和回波时间的条件下，借助本发明的核自旋断层造影设备首先产生多幅借助外部激励刺激的生命体脑部磁共振图像30。这些图像又由大量像素(图像点)31构成。
由于通过所述核自旋断层造影设备在时间上前后衔接地拍摄磁共振图像30，因此，这些图像必然包含有关接收信号随时间变化的信息。
图2B中，概略示出了像素31在前后衔接图像上(并由此在时间上)的相应的信号变化曲线。
同样，集成到设备计算机20中的本发明核自旋断层造影设备的处理装置用于对每个像素31计算与时间上前后衔接的图像30中同一像素31相关的噪声分量σ，其中，这些图像具有相同的偏转角和回波时间。
根据这里描述的实施方式，对每个像素计算所产生的各图像30中每个像素31的信号变化曲线的标准偏差如图2A中的箭头所示。
在处理装置对每个像素31都计算了与时间上前后衔接的图像30中同一个像素31相关的噪声分量σ之后，通过该相应设计的处理装置将每个像素31的噪声分量σ分解为与偏转角无关的第一噪声分量σT和与偏转角相关的第二噪声分量σP。
该与偏转角无关的第一噪声分量σT也称为“热噪声”。
与偏转角相关的第二噪声分量σP是由呼吸和心脏跳动引起的基本脑髓变化、血液流动和血流量波动以及血管系统的振动导致的，并因此称为“生理噪声”。
根据这里描述的实施方式，将每个像素31的噪声分量σ分解为第一噪声分量σT和第二噪声分量σP是在所述处理装置中通过观测至少两幅在应用不同偏转角条件下产生的图像30进行的。
在此，该处理装置中首先以至少两个不同的偏转角计算每个像素31的噪声分量的σ平方。
如图3所示，在一幅横坐标表示噪声分量σ的平方、纵坐标表示与偏转角相应的信号强度的平方的图中，至少两个这样获得的噪声分量σ的平方值定义了一条直线，其在偏转角为0度时与横坐标轴相交。
接着，处理装置计算该直线与横坐标轴交点处的噪声分量σ的平方值，以获得与信号强度无关以及由此与偏转角无关的第一噪声分量σT的平方值。
处理装置还进一步计算出该直线的斜率λ。
由于根据该优选实施方式，每个像素31的噪声分量σ的平方等于第一噪声分量σT和第二噪声分量σP的平方和，因此，处理装置可以通过从各噪声分量σ平方值中减去所计算的第一噪声分量σT平方值，对至少两个偏转角计算出与偏转角相关的第二噪声分量σP平方值。
在此需要注意的是，优选借助公式σP＝λ·s计算第二噪声分量σP，因为直线的斜率λ包含在第二噪声分量σP中。
这在图3中已经说明，其中，第一和第二噪声分量简化地称为第一和第二分量。
接着通过同样可以由处理装置进行的开方，获得所查找的与偏转角无关的第一噪声分量σT和与偏转角相关的第二噪声分量σP的值，从而根据本发明对噪声分量σ进行期望的分解。
根据本发明，处理装置进一步用于将这样获得的每个像素31噪声分量σ的第二噪声分量σP分解为与回波时间TE无关的第三噪声分量σNB和与回波时间TE相关的第四噪声分量σB。
在此，第三噪声分量σNB也由脑脉冲引起，这些脉冲例如由被观察生命体的心脏跳动和呼吸引起。
在此，根据本发明的优选实施方式，第三噪声分量σNB具有图4中概略示出的、并数学描述为σNB~S0·exp(-TE·R2*)]]>的变化曲线，或者具有比例因子c1，σNB=c1·S0·exp(-TE·R2*).]]>第四噪声分量σB也反映了信号起伏，该起伏是由有效驰豫时间T2*的起伏引起的。有效驰豫时间T2*总是小于实际的与材料相关的横向驰豫时间T2，并且是由基本磁场磁铁1产生的稳定基本磁场的空间不均匀性导致的。
在该例中，第四噪声分量σB具有图5中概略示出的、并数学描述为σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*)]]>的变化曲线，或者具有比例因子σB=c2·S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*).]]>在第三噪声分量σNB和第四噪声分量σB的数学表达式中，R2*表示在获得的磁共振信号中(以及由此在获得的磁共振图像中)包含的横向驰豫率，TE表示所产生的各磁共振图像30的回波时间，S0表示用有效驰豫时间T2*加权的磁共振信号在回波时间等于0时的初始值。在此，横向驰豫率R2*是有效驰豫时间T2*的倒数T2*=1R2*.]]>在这里所述的优选实施方式中，每个像素31噪声分量σ的第二噪声分量σP的平方等于第三噪声分量σNB和第四噪声分量σB的平方和。
这里，在处理装置中，通过观测至少两幅在应用不同回波时间TE的条件下产生的图像30，将每个像素31噪声分量σ的第二噪声分量σP分解为与回波时间TE无关的第三噪声分量σNB和与回波时间TE相关的第四噪声分量σB。
在此，在该处理装置中，首先(如上所述)对至少两个不同的回波时间TE计算噪声分量σ的平方。这样对至少两个回波时间TE获得的斜率λ2值在横坐标表示斜率平方、纵坐标表示回波时间平方的图中定义了一条直线。这类似于在前面结合图3对确定σP＝λ·s的描述。
在该直线与横坐标轴(c12)的交点处，根据λ2=c12+c22·R2*2·TE2]]>计算第三噪声分量的平方σNB2=c12·S2.]]>接着，由处理装置计算这样定义的直线斜率c22·R2*2·TE2.]]>因此，由所获得的斜率计算出第四噪声分量的平方σB2=c22·R1*2·TE2·S2.]]>如图6所示，通过这样获得的斜率λ构成与回波时间TE相关的函数。在此，将斜率λ理解为减小磁共振图像30中各像素31的信噪比的物理度量。
由于根据所述优选实施方式已知第三噪声分量σNB和第四噪声分量σB的原理变化曲线(见图4和图5)，因此，处理装置现在可以通过将第三噪声分量σNB和第四噪声分量σB与在每个回波时间TE获得的斜率λ的平方相匹配，推导出第三噪声分量σNB和第四噪声分量σB。
这里，借助对每个回波时间TE获得的斜率λ的平方推导第三噪声分量σNB和第四噪声分量σB也不必利用图形方式进行，而是优选由本发明核自旋断层造影设备的处理装置进行分析而得出。
根据本发明，本发明核自旋断层造影设备的处理装置进一步用于在应用这样获得的每个像素31噪声分量σ的第四噪声分量σB之下，检测例如由外部激励导致的被观察生命体脑神经活动的变化。
因此，借助本发明的核自旋断层造影设备和本发明的方法，在不需了解生命体的可能外部激励的时间变化曲线，以及无需进行大约一个互相关的情况下，也可以探测例如由外部激励导致的被观察生命体脑神经活动变化。
因此，借助本发明的方法，也可以检测由认知过程或与统计结果相关过程导致的被观察生命体脑活动变化。
此外，根据本发明的方法，由于与偏转角和回波时间无关的噪声分量对于通过本发明的核自旋断层造影设备探测所查找的像素的检测不起作用，因此，可以特别灵敏地检测到被观察生命体脑部的活动变化。
为了使专业人员能特别好地对由外部激励导致的被观察生命体脑部神经活动变化进行进一步判断，图1所示的根据本优选实施方式描述的核自旋断层造影设备中的图像计算机17还具有显示装置。
在此，该显示装置用于通过空间分辨显示第四噪声分量σB，而将被观察生命体脑部的神经活动变化可视化。
因此，可以特别简单方便地对通过应用每个像素31噪声分量σ的第四噪声分量σB检测的被观察生命体脑部神经活动变化进行分析处理。
权利要求
1.一种借助磁核自旋共振空间分辨地显示被观察生命体脑部功能性活动变化的方法，包括以下步骤-在改变偏转角和回波时间(TE)的条件下，产生时间上前后衔接的生命体脑部磁共振图像(30)，其中，使用或不使用外界激励对该生命体进行刺激；-对每个像素(31)计算与在时间上前后衔接的图像中同一像素(31)相关的噪声分量(σ)；-将每个像素(31)的噪声分量(σ)分解为与偏转角无关的第一噪声分量(σT)和与偏转角相关的第二噪声分量(σP)；-将每个像素(31)噪声分量(σ)的第二噪声分量(σP)分解为与回波时间(TE)无关的第三噪声分量(σNB)和与回波时间(TE)相关的第四噪声分量(σB)；以及-将这样获得的每个像素(31)噪声分量(σ)的第四噪声分量(σB)用于检测被观察生命体脑神经活动的变化。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述对每个像素(31)计算与时间上前后衔接的图像(30)中同一个像素(31)相关的噪声分量(σ)的步骤，通过在所产生的各图像(30)中对每个像素(31)计算信号变化曲线的标准偏差来实现。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，所述将每个像素(31)的噪声分量(σ)分解为与偏转角无关的第一噪声分量(σT)和与偏转角相关的第二噪声分量(σP)的步骤，通过观测至少两幅采用不同偏转角产生的图像(30)进行。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，所述每个像素(31)噪声分量(σ)的平方等于所述第一噪声分量σT和所述第二噪声分量σP的平方和σ2=σT2+σP2.]]>
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述将每个像素(31)的噪声分量(σ)分解为第一噪声分量(σT)和第二噪声分量(σP)的步骤包括以下子步骤-对至少两个不同的偏转角计算每个像素(31)噪声分量(σ)的平方，其中，在一幅横坐标表示噪声分量(σ)平方、纵坐标表示与偏转角相应的像素信号强度平方的图中，这样获得的噪声分量(σ)平方的值定义了一条直线，该直线在偏转角为0度以及由此信号强度为0时与横坐标轴相交；-计算该直线与横坐标轴交点处噪声分量(σ)平方的值，以便获得与偏转角无关的第一噪声分量(σT)的平方值；以及-计算这样定义的各直线的斜率(λ)，其与各信号强度平方的乘积就是第二噪声分量(σP)的平方值。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，对每个像素(31)计算这样定义的直线的斜率(λ)，并用作减小所述磁共振图像(30)各像素(31)的信噪比的物理度量。
7.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述将每个像素(31)噪声分量(σ)的第二噪声分量(σP)分解为与回波时间(TE)无关的第三噪声分量(σNB)和与回波时间(TE)相关的第四噪声分量(σB)的步骤，通过观测至少两幅采用不同回波时间(TE)产生的图像(30)来实现。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，所述每个像素(31)噪声分量(σ)的第二噪声分量(σP)的平方等于所述第三噪声分量σNB和所述第四噪声分量σB的平方和，即σP2=σNB2+σB2.]]>
9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，所述第三噪声分量σNB的变化曲线可以描述为σNB~S0·exp(-TE·R2*),]]>其中，R2*是所获得的磁共振信号中包含的横向驰豫率，TE是所产生的各磁共振图像(30)的回波时间，S0是用有效驰豫时间T2*加权的磁共振信号在回波时间等于0时的初始值。
10.根据权利要求8或9所述的方法，其特征在于，所述第四噪声分量σB的变化曲线可以描述为σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*),]]>其中，R2*是所获得的磁共振信号中包含的横向驰豫率，TE是所产生的各磁共振图像(30)的回波时间，S0是用有效驰豫时间T2*加权的磁共振信号在回波时间等于0时的初始值。
11.根据权利要求8至10中任一项所述的方法，其特征在于，所述将每个像素(31)噪声分量(σ)的第二噪声分量(σP)分解为第三噪声分量(σNB)和第四噪声分量(σB)的步骤包括以下子步骤-对至少两个不同偏转角和至少两个不同的回波时间(TE)计算每个像素(31)的噪声分量(σ)的平方，其中，在一幅横坐标表示噪声分量(σ)平方、纵坐标表示与偏转角成正比的信号强度平方的图中，这样获得的噪声分量(σ)的平方值对每个回波时间(TE)都各自定义了一条直线；-计算这样定义的各直线的斜率(λ2)，以便获得第三噪声分量的平方(σNB2)和第四噪声分量的平方(σB2)；-推导根据方程σNB~S0·exp(-TE·R2*)]]>定义的第三噪声分量σNB和根据方程σB~S0·TE·R2*·exp(-TE·R2*)]]>定义的第四噪声分量σB，其中，R2*是所获得的磁共振信号中包含的横向驰豫率，TE是所产生的各磁共振图像(30)的回波时间，S0是用有效驰豫时间T2*加权的磁共振信号在回波时间(TE)等于0时的初始值。
12.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述利用每个像素(31)噪声分量(σ)的第四噪声分量(σB)检测被观察生命体脑神经活动变化的步骤包含空间地分辨显示该第四噪声分量(σB)的步骤。
13.一种核自旋断层造影设备，具有根据权利要求1至12中任一项所述的方法、借助磁核自旋共振空间分辨地显示被观察生命体脑功能活动变化的装置，包括-控制单元，设计用于控制该核自旋断层造影设备，以产生使用或不使用外部激励刺激的生命体脑部的在不同的偏转角和回波时间(TE)下的时间上前后衔接的磁共振图像(30)；-处理装置，设计用于对每个像素(31)计算与时间上前后衔接的图像(30)中同一个像素(31)相关的噪声分量(σ)，将每个像素(31)的噪声分量(σ)分解为与偏转角无关的第一噪声分量(σT)和与偏转角相关的第二噪声分量(σP)，将每个像素(31)噪声分量(σ)的第二噪声分量(σP)分解为与回波时间(TE)无关的第三噪声分量(σNB)和与回波时间(TE)相关的第四噪声分量(σB)，以及将这样获得的每个像素(31)噪声分量(σ)的第四噪声分量(σB)用于检测被观察生命体脑部的神经活动变化。
14.根据权利要求13所述的设备，其特征在于，所述核自旋断层造影设备还具有一个显示装置，设计用于通过空间分辨地显示第四噪声分量(σB)来可视化被观察生命体脑部的神经活动变化。
全文摘要
本发明公开了一种借助磁核自旋共振空间分辨地显示被观察生命体脑功能活动变化的方法，包括步骤产生在时间上前后衔接的生命体脑部磁共振图像(30)；计算在时间上前后衔接的图像中同一像素(31)的噪声分量(σ)；将该噪声分量(σ)分解为与偏转角无关的第一噪声分量(σ
文档编号G01R33/48GK1457744SQ0313682
公开日2003年11月26日 申请日期2003年5月19日 优先权日2002年5月17日
发明者冈纳·克鲁格 申请人:西门子公司