DE102007021932A1

DE102007021932A1 - Method for recording magnetic resonance signals and magnetic resonance system

Info

Publication number: DE102007021932A1
Application number: DE102007021932A
Authority: DE
Inventors: Michael Reinhardt; Carsten Dr. Warmuth; Hanns-Joachim Dr. Weinmann
Original assignee: Siemens AG; Bayer Schering Pharma AG
Current assignee: Siemens AG; Bayer Pharma AG
Priority date: 2007-05-10
Filing date: 2007-05-10
Publication date: 2008-11-13
Also published as: WO2008138822A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte: Einbringen eines Kontrastmittels in einen Untersuchungsorganismus (4), der Knochen (5) aufweist, wobei das Kontrastmittel Partikel aufweist, die sich in den Knochen (5) des Untersuchungsorganismus (4) anreichern, und wobei die Partikel ein von außen angelegtes Magnetfeld verändern, Einstrahlen von HF-Pulsen (31, 32), wobei die HF-Pulse (31, 32) eine Frequenz aufweisen, die mit der Magnetresonanzfrequenz von Protonen in einem vorbestimmten Bereich des von außen angelegten durch die Partikel veränderten Magnetfeldes übereinstimmt, Aufnehmen von durch die HF-Pulse (31, 32) induzierten Magnetresonanzsignalen.The invention relates to a method for recording magnetic resonance signals, characterized by the following steps: introduction of a contrast agent into an examination organism (4) having bones (5), wherein the contrast agent comprises particles which are embedded in the bone (5) of the examination organism (5). 4), and wherein the particles change an externally applied magnetic field, irradiating RF pulses (31, 32), the RF pulses (31, 32) having a frequency coincident with the magnetic resonance frequency of protons in a predetermined range of the externally applied magnetic field changed by the particles, picking up magnetic resonance signals induced by the RF pulses (31, 32).

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen und eine Magnetresonanzanlage dafür, insbesondere betrifft sie ein Verfahren zur Magnetresonanzdarstellung der Knochen bzw. des Knochenmarks eines Untersuchungsorganismus nach Gabe eisenoxidhaltiger Kontrastmittel mittels Offresonanz-Bildgebung.The The present invention relates to a method for acquiring magnetic resonance signals and a magnetic resonance system therefor, in particular a method for magnetic resonance imaging of the bones or of the bone marrow of an organism after administration of iron oxide Contrast agent by means of off-resonance imaging.

Die Magnetresonanztomographie (MRT) ist ein weit verbreitetes Verfahren zur bildlichen Darstellung von Strukturen im Inneren des Körpers von Patienten. Insbesondere wurden verschiedene Techniken entwickelt, um die verschiedenen Gewebearten eines Patienten zu unterscheiden. Beispielsweise verursachen unterschiedliche Gewebearten unterschiedliche charakteristische Relaxationszeiten T1 und T2 der Magnetisierung von Protonenseins, und Magnetresonanzsignale können derart aufgenommen werden, dass ein Kontrast zwischen Regionen mit unterschiedlichen T1-Zeiten oder zwischen Regionen mit unterschiedlichen T2-Zeiten entsteht. Diese T1- bzw. T2-Wichtung wird durch eine vorbestimmte Abfolge von Magnetfeldgradienten und eingestrahlten Hochfrequenzpulsen (HF-Pulsen) erreicht. Eine Vielzahl von weiteren Techniken, die den Kontrast, die Aufnahmegeschwindigkeit und die Aufnahmequalität von Magnetresonanzbildern beeinflussen, ist darüber hinaus bekannt, wie beispielsweise die Spinechotechnik oder die Turbospinechotechnik. Im Allgemeinen werden Protonen angeregt, die sich in einem präparierten magnetischen Zustand befinden. Der Zerfall dieser Anregung induziert in der Regel das Magnetresonanzsignal. Das Magnetresonanzsignal ist somit von der Protonendichte abhängig. In Bereichen eines Untersuchungsobjekts, in denen die Protonendichte sehr gering ist, wie beispielsweise in luftgefüllten Bereichen oder in den Knochen, wird dadurch nur ein sehr geringes Magnetresonanzsignal erzeugt, welches auf Magnetresonanzbildern meist als dunkle Stelle („Void") darge stellt wird. Da Voids auch durch andere Mechanismen, wie beispielsweise durch sehr kurze Zerfallszeiten, oder durch unterschiedliche Gewebearten hervorgerufen werden können, sind diese Bereiche für eine medizinische Diagnose in der Regel nicht geeignet. Insbesondere können Knochen mit herkömmlichen Magnetresonanzverfahren nicht dargestellt werden. Zum Erstellen knochenbezogener Befunde ist die Darstellung von Knochen mit der Magnetresonanztomographie wünschenswert.The Magnetic resonance imaging (MRI) is a widely used procedure for the visualization of structures inside the body of patients. In particular, various techniques have been developed to differentiate the different types of tissues of a patient. For example, different types of tissue cause different characteristic relaxation times T1 and T2 of the magnetization of proton, and magnetic resonance signals can be so be included that a contrast between regions with different T1 times or between regions with different T2 times arises. This T1 or T2 weighting is performed by a predetermined sequence of magnetic field gradients and irradiated high-frequency pulses (RF pulses) reached. A variety of other techniques that contrast, the Recording speed and recording quality of magnetic resonance images In addition, is known, such as the spin echo technique or the turbo spin echo technology. In general Protons are stimulated, which are in a prepared magnetic state. The decay induced this excitation usually the magnetic resonance signal. The magnetic resonance signal is thus dependent on the proton density. In areas of a study object in which the proton density is very low is, such as in air-filled areas or in the bones, this produces only a very small magnetic resonance signal, which on magnetic resonance images usually as a dark spot ("void") is pictured. Because voids also through other mechanisms, such as by very short disintegration times, or by different tissue types can be caused, these areas are for a medical diagnosis usually not suitable. Especially can bone with conventional magnetic resonance method not shown. To create bone related findings is the representation of bones with magnetic resonance imaging desirable.

Des Weiteren werden Kontrastmittel verwendet, um gezielt Zellen zu markieren. Diese Kontrastmittel können beispielsweise superparamagnetische Partikel aufweisen, die von verschiedenen Zellen unterschiedlich aufgenommen werden. Beispielsweise kann die Aufnahme der Partikel durch karzinogene Zellen erhöht oder unterdrückt sein. Bei einer bildgebenden Messung mittels der Magnetresonanztomographie verursachen die superparamagnetischen Partikel ein stark inhomogenes Magnetfeld in ihrem Umfeld, wodurch wiederum „Voids" auf T2*-gewichteten Magnetresonanzbildern entstehen. Die Diagnosemöglichkeiten aufgrund solcher durch Kontrastmittel verursachte Voids sind sehr begrenzt, eine positive Darstellung der markierten Zellen mittels Magnetresonanztomographie wäre wünschenswert. Insbesondere in Bezug auf die Identifizierung von Metastasen im Knochenmark wäre eine solche Art der Darstellung sehr vorteilhaft.Of Furthermore, contrast agents are used to specifically mark cells. These contrast agents can be, for example, superparamagnetic particles have been recorded differently by different cells become. For example, the uptake of the particles by carcinogenic cells be increased or suppressed. In an imaging Measurement by means of magnetic resonance tomography cause the superparamagnetic particles a highly inhomogeneous magnetic field in their environment, which in turn "Voids" on T2 * -weighted magnetic resonance images. The diagnostic options due to such contrast agent-induced voids are very limited, a positive representation of the labeled cells by means of Magnetic resonance imaging would be desirable. In particular with regard to the identification of metastases in the Bone marrow would be such a way of displaying very beneficial.

Mit herkömmlichen Magnetresonanzanlagen können Knochen bzw. das Knochenmark mittels Magnetresonanzbildgebung nicht spezifisch dargestellt werden, d. h. umliegendes Gewebe wird immer ebenfalls mit abgebildet. Für eine reine Knochendarstellung ähnlich eines Röntgenbildes müsste eine Segmentierung, d. h. eine Nachverarbeitung der Bilder, durchgeführt werden. Nach dem Stand der Technik können Knochen mit Röntgenverfahren, wie beispielsweise der Computertomographie, dargestellt werden. Da die Kalkeinlagerungen des Knochens das Röntgensignal stärker schwächen als andere biologische Gewebe, können Knochen mittels der Computertomographie zuverlässig automatisch segmentiert werden. Allerdings geht damit stets eine starke Strahlenbelastung des Patienten einher. Für eine medizinische Diagnose ist eine spezifische Darstellung der Knochen ohne umliegendes Gewebe wünschenswert und vorteilhaft.With conventional magnetic resonance systems can bone or the bone marrow by means of magnetic resonance imaging is not specific be represented, d. H. surrounding tissue is always the same with pictured. Similar for a pure bone appearance an X-ray image would have a segmentation, d. H. a post-processing of the images, to be performed. According to the state of the art, bone can be treated with X-ray methods, such as computed tomography. Because the lime deposits of the bone the X-ray signal weaken more than other biological tissues, Bones can be reliably detected by computed tomography be automatically segmented. However, this is always a strong radiation exposure of the patient. For a medical diagnosis is a specific representation of the bones without surrounding tissue desirable and advantageous.

Die Druckschrift „Positive Contrast Magnetic Resonance Imaging of Cells Labeled with Magnetic Nanoparticles", Charles H. Cunningham et al., Magnetic Resonance in Medicine 53, S. 999–1005, 2005 , (D1) beschreibt ein Verfahren zur bildlichen Darstellung von Zellen mittels Magnetresonanztomographie, wobei ein Kontrastmittel in den Zellen angereichert worden ist und die Zellen mit positivem Kontrast dargestellt werden. Positiver Kontrast heißt, dass von Agglomeraten bzw. Anhäufungen von markierten Zellen ein größeres Magnetresonanzsignal hervorgeht als von den restlichen Bereichen des Untersuchungsobjekts. Dieser im Übrigen sehr hohe Kontrast wird folgendermaßen erreicht. Zellen werden in vitro mit superparamagnetischen Partikeln inkubiert und nehmen diese auf. Befindet sich ein Agglomerat von auf diese Weise markierten Zellen in einem angelegten Magnetfeld, wie beispielsweise das B₀-Feld einer Magnetresonanzanlage, so entsteht durch Ausrichtung der sich im Inneren der Zellen befindlichen superparamagnetischen Partikel ein Magnetfeld, das das von außen angelegte Magnetfeld überlagert. Dieses Magnetfeld kann mit einem Dipolfeld einer magnetisierten Kugel angenähert werden. Durch dieses Dipolfeld wird das lokale B₀-Feld am Nordpol und am Südpol der Kugel verstärkt, wohingegen es in der Äquatorialebene abgeschwächt wird. Da das Dipolfeld kubisch mit dem Abstand abfällt, ist die Verstärkung bzw. Abschwächung des B₀-Felds lokal stark begrenzt. Um nun den vorstehend genannten positiven Kontrast zu erhalten, wird folgendermaßen vorgegangen. Anstatt wie bei herkömmlicher Magnetresonanztomographie eine Schicht des Untersuchungsobjekts mittels eines Schichtselektionsgradienten und eines HF-Pulses, dessen Frequenz auf die Resonanzfrequenz von Protonen in freiem Wasser abgestimmt ist, anzuregen, werden ohne Anlegen eines Feldgradienten HF-Pulse eingestrahlt, deren Frequenz gegenüber der Resonanzfrequenz von freien Protonen verschoben ist (Offresonanz). Aufgrund dieser Offresonanzanregung werden nun Protonen des Un tersuchungsobjekts, die sich im unveränderten B₀-Feld befinden, nicht angeregt, wohingegen Protonen, die sich in einem Bereich des B₀-Felds befinden, in welchem das B₀-Feld durch die superparamagnetischen Partikel derart geändert wurde, dass die Protonen mit dem eingestrahlten HF-Feld in Resonanz sind, angeregt werden. Werden HF-Pulse mit einer gewissen Frequenzbandbreite eingestrahlt, so entspricht der Bereich, für den die Resonanzbedingung erfüllt ist und in dem also Protonen angeregt werden, für das oben genannte Dipolfeld einer Schicht, deren Dicke durch die Bandbreite der HF-Pulse bestimmt wird. Im Fall eines negativen Offsets wird einen Schicht im Äquatorialbereich der Kugel angeregt, in welchem das resultierende Magnetfeld niedriger ist als B₀, und folglich die Resonanzfrequenz der Protonen (Lamorfrequenz) ebenfalls erniedrigt ist. Für den Fall eines positiven Frequenzoffsets werden Schichten in Nähe des Nord- und Südpols der Kugel angeregt, in denen das resultierende Magnetfeld erhöht ist. Eine bildliche Darstellung der so angeregten Bereiche erfolgt mittels einer Magnetresonanzmessung basierend auf Phasencodiergradienten und Spinechosequenzen. Da keine Protonen des Hintergrunds, sondern nur Protonen in Nähe der markierten Zellen angeregt werden, wird ein sehr guter Kontrast mit dem Verfahren nach D1 erreicht. Es werden allerdings nur Agglomerate von Zellen in vitro dargestellt, oder Agglomerate von Zellen, die einem Untersuchungsorganismus injiziert wurden. Das Ziel des Verfahrens nach D1 ist die schnelle Visualisierung der Position einer Zellinjektion oder die Quantifizierung des Volumens der markierten Zellen.The publication Magnetic Resonance in Medicine 53, pp. 999-1005, 2005. "Positive Contrast Magnetic Resonance Imaging of Cells Labeled with Magnetic Nanoparticles", Charles H. Cunningham et al , (D1) describes a method for imaging cells by means of magnetic resonance tomography, wherein a contrast agent has been accumulated in the cells and the cells are displayed with positive contrast. Positive contrast means that agglomerates or accumulations of labeled cells result in a larger magnetic resonance signal than in the remaining areas of the examination subject. This otherwise very high contrast is achieved as follows. Cells are incubated in vitro with superparamagnetic particles and take them up. If an agglomerate of cells marked in this way is in an applied magnetic field, such as the B ₀ field of a magnetic resonance system, then a magnetic field superimposed on the superimposed magnetic field is created by aligning the superparamagnetic particles located inside the cells. This magnetic field can be approximated with a dipole field of a magnetized sphere. This dipole field amplifies the local B ₀ field at the north pole and at the south pole of the sphere, whereas it is attenuated at the equatorial plane. Because the dipole field cubic decreases with the distance, the gain or attenuation of the B ₀ field is locally strongly limited. In order to obtain the aforementioned positive contrast, the procedure is as follows. Instead of stimulating a slice of the examination object by means of a slice selection gradient and an RF pulse whose frequency is tuned to the resonance frequency of protons in free water, instead of applying a field gradient, RF pulses are irradiated whose frequency is opposite to the resonance frequency of free Proton is shifted (off-resonance). Due to this Offresonanzanregung will now protons of Un tersuchungsobjekts located in the unmodified B ₀ field, not excited, whereas protons ₀ -Felds are located in a region of the B, wherein the B ₀ field by the superparamagnetic particles in such a way was changed, that the protons are resonant with the radiated RF field, are excited. If RF pulses are irradiated with a certain frequency bandwidth, then corresponds to the range for which the resonance condition is met and in which protons are excited, for the above-mentioned dipole field of a layer whose thickness is determined by the bandwidth of the RF pulses. In the case of a negative offset, a layer in the equatorial region of the sphere is excited, in which the resulting magnetic field is lower than B ₀ , and consequently the resonance frequency of the protons (Lamor frequency) is also lowered. In the case of a positive frequency offset, layers near the north and south poles of the sphere are excited, in which the resulting magnetic field is increased. A visual representation of the areas excited in this way takes place by means of a magnetic resonance measurement based on phase-encoding gradients and spin echo sequences. Since no protons of the background, but only protons in the vicinity of the labeled cells are excited, a very good contrast is achieved with the method according to D1. However, only agglomerates of cells in vitro are shown, or agglomerates of cells injected into an assay organism. The goal of the D1 procedure is to rapidly visualize the position of a cell injection or to quantify the volume of the labeled cells.

Die Druckschrift „Iron-Oxide-enhanced MR imaging of bone marrow in patients with non-Hodgkin's lymphoma: differentiation between tumor infiltration and hypercellular bone marrow", Heike E. Daldrup-Link et al., Eur Radiol (2002) 12, S. 1557–1566 (D2) beschreibt ein Verfahren zur Darstellung von Knochenmark mittels Magnetresonanztomographie, in welchem der Kontrast zwischen Metastasen im Knochenmark und hyperzellularem Knochenmark durch Einbringen von eisenoxidhaltigen Kontrastmitteln verbessert wurde. In der Studie werden zwei Kon trastmittel intravenös verabreicht, beiden enthalten superparamagnetische Eisenoxidpartikel mit einer mittleren Korngröße von 150 nm bzw. 35 nm. Das Kontrastmittel wird im Knochenmark angereicht, wo es vorzugsweise von gesunden Zellen aufgenommen wird, hingegen nicht von Tumorzellen. Mittels herkömmlicher bildgebender Verfahren wird das Knochenmark nun dargestellt, wobei Bereiche, in denen sich das Kontrastmittel angereichert hat, an Signal verlieren, da die durch die superparamagnetischen Partikel des Kontrastmittels erzeugten Magnetfelder eine Dephasierung der Protonenseins bewirken. Diese Art der Darstellung ist mit dem entscheidenden Nachteil behaftet, dass die mit dem Kontrastmittel markierten Zellen nicht mehr dargestellt werden, wodurch eine Begutachtung dieser Zellen unmöglich wird. Darüber hinaus werden umliegende Gewebe des Untersuchungsorganismus weiterhin mit vollem Kontrast dargestellt, so dass es im Wesentlichen keine Kontrastverbesserung zwischen dem tumorhaltigen Gewebe und dem umliegenden Gewebe gibt. Aus den entstehenden Bildern ist es schwer ersichtlich, welche Bereiche zum Knochen, zum Knochenmark oder zum umliegenden Gewebe gehören.The publication "Iron-oxide-enhanced MR imaging of bone marrow in patients with non-Hodgkin's lymphoma: differentiation between tumor infiltration and hypercellular bone marrow", Heike E. Daldrup-Link et al., Eur Radiol (2002) 12, p. 1557- 1566 (D2) describes a method for imaging bone marrow by means of magnetic resonance tomography, in which the contrast between metastases in the bone marrow and hypercellular bone marrow has been improved by introducing iron oxide-containing contrast agents. In the study, two contrast agents are administered intravenously; both contain superparamagnetic iron oxide particles with a mean particle size of 150 nm and 35 nm, respectively. The contrast agent is applied in the bone marrow, where it is preferentially taken up by healthy cells, but not by tumor cells. By means of conventional imaging techniques, the bone marrow is now shown, with areas in which the contrast agent has accumulated, lose signal because the magnetic fields generated by the superparamagnetic particles of the contrast agent cause a dephasing of the proton. This type of presentation has the significant disadvantage that the cells labeled with the contrast agent are no longer displayed, making it impossible to assess these cells. In addition, surrounding tissues of the test organism are still displayed in full contrast, so there is substantially no contrast enhancement between the tumor-containing tissue and the surrounding tissue. From the resulting images it is difficult to see which areas belong to the bone, the bone marrow or the surrounding tissue.

Die Druckschrift „Ultrasmall Superparamagnetic Iron-Oxideenhanced MR Imaging of Normal Bone Marrow in Rodents: Original Resarch, Gerhard H. Simon et al., Adac Radiol 2005, 12, S. 1190–1197" (D3) beschreibt ein Verfahren zur Magnetresonanzbildgebung von Knochenmark in Nagetieren, wobei die Darstellung durch superparamagnetische Eisenoxidpartikel verbessert wird. Die Studie vergleicht die Wirksamkeit verschiedener Kontrastmittel, wobei in der Regel das Magnetresonanzsignal von Knochenmark, in dem sich ein Kontrastmittel angereichert hat, verloren geht. Alle der drei untersuchten eisenoxidhaltigen Kontrastmittel reichern sich im Knochenmark an und verursachen einen fast vollständigen Signalverlust bei T2*-gewichteten 3D-SPGR-Magnetresonanzmessungen. Den Knochen umgebendes Gewebe wird weiterhin mit normalem Kontrast dargestellt. Dies hat den Nachteil, dass nicht deutlich ersichtlich ist, welche Bereiche der Darstellung zum Knochen oder zum Knochenmark gehören. Nachteilig ist weiterhin der Verlust des Magnetresonanzsignals vom Knochenmark.The publication "Ultrasmall Superparamagnetic Iron-Oxide Enhanced MR Imaging of Normal Bone Marrow at Rodents: Original Resarch, Gerhard H Simon et al., Adac Radiol 2005, 12, pp. 1190-1197" (D3) describes a method for magnetic resonance imaging of bone marrow in rodents, wherein the display is improved by superparamagnetic iron oxide particles. The study compares the efficacy of various contrast agents, usually losing the magnetic resonance signal from bone marrow in which a contrast agent has accumulated. All of the three investigated iron oxide-containing contrast agents accumulate in the bone marrow and cause almost complete signal loss in T2 * -weighted 3D-SPGR magnetic resonance measurements. The tissue surrounding the bone continues to be displayed with normal contrast. This has the disadvantage that it is not clear which areas of the representation belong to the bone or bone marrow. Another disadvantage is the loss of the magnetic resonance signal from the bone marrow.

Herkömmliche Magnetresonanztomographieverfahren sind somit derzeit nicht in der Lage, Knochen selektiv mit positivem Kontrast darzustellen, in einer von Röntgenbildern bekannten Weise. Der Begriff Knochen umfasst sowohl die Knochenstruktur als auch das Knochenmark. Gegenüber herkömmlichen Röntgenaufnahmen und der Computertomographie hat eine Darstellung der Knochen mit Magnetresonanztomographie den Vorteil, dass die Untersuchungsperson nicht durch Röntgenstrahlung belastet wird.conventional Magnetic resonance imaging methods are therefore currently not in the Able to selectively present bone with positive contrast in one from X-ray images known manner. The term bone includes both the bone structure and the bone marrow. Across from conventional X-rays and computed tomography has a representation of the bone with magnetic resonance imaging the Advantage that the subject is not burdened by X-rays becomes.

Daher ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und eine Anlage bereitzustellen, um mittels Magnetresonanztomographie die Knochen eines Untersuchungsorganismus selektiv mit positivem Kontrast darzustellen.Therefore It is the object of the present invention, a method and to provide a facility to use magnetic resonance imaging the bones of a research organism selectively with positive Contrast.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren und eine Magnetresonanzanlage gemäß den unabhängigen Ansprüchen gelöst. Die abhängigen Ansprüche definieren bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung.These The object is achieved by a method and a magnetic resonance system according to the independent Claims solved. The dependent claims define preferred and advantageous embodiments the invention.

Nach dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Aufnahme von Magnetresonanzsignalen wird ein Kontrastmittel in einen Untersuchungsorganismus eingebracht, wobei der Untersuchungsorganismus Knochen aufweist, und wobei das Kontrastmittel Partikel aufweist, die sich in dem Knochen des Untersuchungsorganismus anreichern, und wobei die Partikel ein von außen angelegtes Magnetfeld verändern. Weiterhin erfolgt erfindungsgemäß ein Einstrahlen von HF-Pulsen, wobei die HF-Pulse eine Frequenz aufweisen, die mit der Magnetresonanzfrequenz von Protonen in einem vorbestimmten Bereich des von außen angelegten durch die Partikel veränderten Magnetfelds übereinstimmt, woraufhin durch die HF-Pulse induzierte Magnetresonanzsignale aufgenommen werden. Im Allgemeinem wird das Einstrahlen von HF-Pulsen und das Aufnehmen von Magnetresonanzsignalen im Rahmen einer bildgebenden Messung stattfinden, bei welcher verschiedene Magnetfeldgradienten geschaltet werden und Sequenzen von HF-Pulsen eingestrahlt werden, um eine Ortsauflösung und einen guten Kontrast der aufgenommenen Magnetresonanzsignale zu erreichen. Vorzugsweise wird das Kontrastmittel intravenös verabreicht. Das Kontrastmittel kann also beispielsweise durch eine Infusion in den Untersuchungsorganismus eingebracht werden. Das Kontrastmittel könnte jedoch auch durch Injektion oder oral verabreicht werden. Erfindungsgemäß weist das Kontrastmittel Partikel auf, die sich in den Knochen des Untersuchungsorganismus anreichern. Vorzugsweise ist das Kontrastmittel derart ausgebildet, dass es sich im Knochenmark des Untersuchungsorganismus anreichert. Das Kontrastmittel kann beispielsweise superparamagnetische Partikel, paramagnetische Partikel oder beide Arten von Partikeln umfassen. Paramagnetische Partikel weisen permanente magnetische Momente auf, die von einem äußeren Feld ausgerichtet werden können. Superparamagnetische Partikel sind ferromagnetische Partikel, die so klein sind, dass sie nur einen magnetischen Bezirk (Weiss-Bezirk) pro Partikel aufweisen, und wobei die zur Ummagnetisierung benötigte Energie kleiner ist als die thermische Energie. Ein solches Partikel verhält sich paramagnetisch, wobei die magnetischen Momente der einzelnen Atome parallel ausgerichtet sind. Das Verwenden von superparamagnetischen Partikeln hat den Vorteil, dass sich die magnetischen Momente der Partikel in einem von außen angelegten Magnetfeld ausrichten.To the inventive method for receiving Magnetic resonance signals a contrast agent is introduced into an investigational organism, wherein the examination organism has bone, and wherein the Contrast agent has particles that are in the bone of the organism accumulate, and wherein the particles are externally applied Change magnetic field. Furthermore, according to the invention a Radiating RF pulses, the RF pulses having a frequency, those with the magnetic resonance frequency of protons in a predetermined Area of the externally applied particle-changed magnetic field, whereupon received by the RF pulses induced magnetic resonance signals become. In general, the irradiation of RF pulses and the Recording magnetic resonance signals as part of an imaging measurement take place at which different magnetic field gradients switched and sequences of RF pulses are irradiated to one Spatial resolution and a good contrast of the recorded To achieve magnetic resonance signals. Preferably, the contrast agent administered intravenously. The contrast agent can thus, for example be introduced by infusion into the investigational organism. However, the contrast agent could also be by injection or be administered orally. According to the invention the contrast agent particles that accumulate in the bones of the organism accumulate. Preferably, the contrast agent is designed such that it accumulates in the bone marrow of the investigation organism. The contrast agent can be, for example, superparamagnetic particles, paramagnetic particles or both types of particles. Paramagnetic particles have permanent magnetic moments that can be aligned by an outer field. Superparamagnetic particles are ferromagnetic particles that are so small that they have only one magnetic district (Weiss district) per particle, and where needed for the remagnetization Energy is less than the thermal energy. Such a particle behaves paramagnetically, with the magnetic moments the individual atoms are aligned in parallel. Using superparamagnetic Particles has the advantage that the magnetic moments of the Align particles in an externally applied magnetic field.

Erfindungsgemäß verändern die Partikel ein von außen angelegtes Magnetfeld. Nach einem Aspekt der Erfindung weisen die Partikel magnetische Momente auf, wobei ein von außen angelegtes Magnetfeld die magnetischen Momente der Partikel und/oder die Partikel selbst derart ausrichtet, dass ein Magnetfeld erzeugt wird, welches das angelegte Magnetfeld derart überlagert, dass es mindestens in einigen Bereichen verstärkt wird. Ein von außen angelegtes Magnetfeld verursacht also die Ausrichtung der magnetischen Momente der Partikel, und diese ausgerichteten magnetischen Momente erzeugen wiederum ein Magnetfeld, welches das ursprünglich angelegte Magnetfeld ü berlagert und somit verändert. Da die Verteilung der Partikel im Allgemeinen nicht vorhersehbar ist, können keine allgemeinen Angaben zur Veränderung des von außen angelegten Magnetfelds gemacht werden. Jedoch gibt es Bereiche, in denen das von außen angelegte Magnetfeld durch die magnetischen Momente der Partikel verstärkt wird, sowie Bereiche, in denen es abgeschwächt wird. Die Veränderung des Magnetfelds durch die Partikel des Kontrastmittels hat den Vorteil, dass Protonen, die sich in Bereichen veränderten Magnetfels befinden, eine Kernspinresonanzfrequenz aufweisen, die sich von der Kernspinresonanzfrequenz der Protonen in Bereichen von nicht verändertem oder nur unwesentlich verändertem äußeren Magnetfeld unterscheiden. Der Vorteil besteht insbesondere darin, dass Protonen mit einer durch die Partikel veränderten Resonanzfrequenz gezielt durch HF-Pulse einer vorbestimmten Frequenz angeregt werden können. Es sei hinzugefügt, dass die Veränderung des von außen angelegten Magnetfelds durch die Partikel des Kontrastmittels sehr kurzreichweitig ist. Die Verschiebung der Magnetresonanzfrequenz von Protonen ist also nur in unmittelbarer Nähe der Partikel erheblich, in anderen Bereichen des Untersuchungsorganismus ist diese Verschiebung nicht wesentlich.Change according to the invention the particles are an externally applied magnetic field. To In one aspect of the invention, the particles have magnetic moments on, wherein an externally applied magnetic field, the magnetic Aligning moments of the particles and / or the particles themselves in such a way that a magnetic field is generated which the applied magnetic field so superimposed that it at least in some areas is reinforced. An externally applied magnetic field causes the orientation of the magnetic moments of the particles, and these aligned magnetic moments in turn generate a magnetic field which superimposes the originally applied magnetic field and thus changed. Because the distribution of particles in the Generally unpredictable, no general Information on the change of the externally applied magnetic field be made. However, there are areas where that's from the outside applied magnetic field by the magnetic moments of the particles is amplified, as well as areas where it weakened becomes. The change of the magnetic field through the particles of the contrast agent has the advantage that protons that are in Magnetic fields are changed, a nuclear magnetic resonance frequency which differ from the nuclear magnetic resonance frequency of the protons in areas of unaltered or insignificant Distinguish changed external magnetic field. The advantage is in particular that protons with a targeted by the particle changed resonant frequency RF pulses of a predetermined frequency can be excited. It should be added that the change of the externally applied magnetic field through the particles of the contrast agent is very kurzreichweitig. The shift of the magnetic resonance frequency of protons is so only in the immediate vicinity of the particles is significant in other areas of the investigative organism this shift is not essential.

Bei herkömmlichen Magnetresonanzverfahren werden HF-Pulse zur Anregung von Protonen mit einer Frequenz eingestrahlt, die der Magnetresonanzfrequenz von Protonen in freiem Wasser in dem im Messbereich der Magnetresonanzanlage vorhandenen Magnetfeld entspricht, wobei es sich bei dem Magnetfeld beispielsweise um ein B₀-Feld mit überlagertem Schichtselektionsgradienten handeln kann. Hingegen werden beim erfindungsgemäßen Verfahren HF-Pulse mit einer Frequenz eingestrahlt, die mit der Magnetresonanzfrequenz von Protonen in einem vorbestimmten Bereich des von außen angelegten durch die Partikel veränderten Magnetfelds übereinstimmt. Der vorbestimmte Bereich wird vorzugsweise durch die Verschiebung der eingestrahlten HF-Frequenz bezüglich der Magnetresonanzfrequenz von freien Protonen in einem unveränderten B₀-Feld bestimmt, als auch durch die Bandbreite des HF-Pulses. Gemäß einer Aus führungsform weisen die eingestrahlten HF-Pulse eine solche Frequenz auf, dass mittels der HF-Pulse Protonen angeregt werden, die sich in einem Bereich vorbestimmter Feldstärker des von den Partikeln erzeugten Magnetfelds befinden. Werden beispielsweise HF-Pulse mit einer bezüglich der in dem B₀-Feld vorherrschenden Magnetresonanzfrequenz erhöhten Frequenz eingestrahlt, so werden Protonen angeregt, die sich in Bereichen befinden, in denen sich das durch die Partikel des Kontrastmittels induzierte Magnetfeld konstruktiv mit dem von außen angelegten B₀-Feld überlagert, wodurch in diesem Bereich das resultierende Magnetfeld erhöht ist, wodurch wiederum die Magnetresonanzfrequenz (positiver Frequenzoffset) der Protonen in diesem Bereich erhöht ist. Entsprechend werden beim Einstrahlen von HF-Pulsen mit einer niedrigeren Frequenz (negativer Frequenzoffset) Protonen angeregt, die sich in Bereichen befinden, in denen das von außen angelegte B₀-Feld durch das von den Partikeln des Kontrastmittels hervorgerufene magnetische Feld abgeschwächt wird. Eine derartige Anregung von Protonen hat den Vorteil, dass nur Protonen angeregt werden, die sich in der Nähe der Partikel des Kontrastmittels befinden, wobei Protonen, die sich in größerer Entfernung zu diesen Partikeln befinden, nur unwesentlich angeregt werden. Darüber hinaus kann mittels der Bandbreite und des Frequenzoffsets der Bereich gewählt werden, in welchem Protonen angeregt werden. Dadurch wird eine Optimierung der Anregung ermöglicht. Durch einen positiven Frequenzoffset können beispielsweise Bereiche in der Nähe des Nord- oder Südpols von Partikeln oder Partikelagglomeraten angeregt werden, wohingegen mit negativen Frequenzoffsets Protonen im äquatorialen Bereich der Partikel oder Partikelagglomerate angeregt werden. Vorzugsweise ist die Frequenz der eingestrahlten HF-Pulse 600–5000 Hz pro Tesla höher oder 600–5000 Hz pro Tesla niedriger als die Resonanzfrequenz von Protonen in freiem Wasser (ca. 42 MHz pro Tesla).In conventional magnetic resonance methods, RF pulses for exciting protons are radiated at a frequency which corresponds to the magnetic resonance frequency of protons in free water in the magnetic field present in the measuring range of the magnetic resonance system, wherein the magnetic field is, for example, a B ₀ field with superimposed slice selection gradient can act. On the other hand, in the method according to the invention, RF pulses are irradiated at a frequency which coincides with the magnetic resonance frequency of protons in a predetermined range of the magnetic field applied from the outside by the particle. The predetermined range is preferably by the shift of the radiated RF frequency with respect to the magnetic resonance frequency of free protons in an unchanged B ₀ field be true, as well as by the bandwidth of the RF pulse. According to one embodiment, the radiated RF pulses have such a frequency that protons are excited by means of the RF pulses, which are located in a range of predetermined field strengths of the magnetic field generated by the particles. If, for example, RF pulses are irradiated with a frequency which is increased with respect to the magnetic resonance frequency prevailing in the B ₀ field, protons are excited which are located in regions in which the magnetic field induced by the particles of the contrast agent constructively interacts with the externally applied B ₀ field superimposed, whereby in this area the resulting magnetic field is increased, which in turn the magnetic resonance frequency (positive frequency offset) of the protons is increased in this area. Accordingly, when RF pulses having a lower frequency (negative frequency offset) are irradiated, protons are excited, which are located in regions in which the externally applied B ₀ field is attenuated by the magnetic field produced by the particles of the contrast agent. Such excitation of protons has the advantage that only protons are excited, which are located in the vicinity of the particles of the contrast agent, with protons that are located at a greater distance to these particles, are only slightly excited. In addition, the range in which protons are excited can be selected by means of the bandwidth and the frequency offset. This allows optimization of the excitation. By means of a positive frequency offset, for example, regions near the north or south pole can be excited by particles or particle agglomerates, whereas with negative frequency offsets protons in the equatorial region of the particle or particle agglomerates are excited. Preferably, the frequency of the irradiated RF pulses is 600-5000 Hz per Tesla higher or 600-5000 Hz per Tesla lower than the resonance frequency of protons in free water (about 42 MHz per Tesla).

Der Zerfall der Anregung der Protonen wird anschließend in Form von induzierten Magnetresonanzsignalen aufgenommen. Nach einem Aspekt der Erfindung wird die Frequenz der HF-Pulse derart optimiert, dass die Magnetresonanzsignale von Bereichen des Untersuchungsorganismus, in denen sich das Kontrastmittel angereichert hat, höher sind als die Magnetresonanzsignale von den restlichen Bereichen des Untersuchungsorganismus. Beispielsweise kann der Frequenzoffset der eingestrahlten HF-Pulse derart gewählt werden, dass nur Protonen im Umfeld der Partikel des Kontrastmittels angeregt werden, wodurch ein Magnetresonanzsignal nur aus dieser Umgebung aufgenommen wird. Da Protonen in den restlichen Bereichen des Untersuchungsorganismus, in denen sich das Kontrastmittel nicht angereichert hat, nicht angeregt werden, induzieren diese auch kein Magnetresonanzsignal. Eine solche Optimierung der HF-Pulse hat also den Vorteil, dass ein Magnetresonanzsignal selektiv von den Bereichen aufgenommen werden kann, in denen sich das Kontrastmittel angereichert hat. Vorzugsweise werden die Magnetresonanzsignale während einer bildgebenden Messung aufgenommen, wobei aufgrund des in den Knochen angereicherten Kontrastmittels ein Kontrast zwischen den Knochen und dem restlichen Körper des Untersuchungsorganismus entsteht. Da die Protonen, die mittels der HF-Pulse im restlichen Körper des Untersuchungsorganismus angeregt werden, vernachlässigbar sind, und somit auch die induzierten Magnetresonanzsignale aus diesen Bereichen, entsteht ein hervorragender Kontrast zwischen den Knochen des Untersuchungsorganismus und dem restlichen Körper des Untersuchungsorganismus. Dies hat den Vorteil, dass die Knochen mittels Magnetresonanzbildgebung spezifisch dargestellt werden können, d. h. ohne umliegendes Gewebe. Wie erwähnt umfasst der Begriff Knochen sowohl die äußere und innere Knochensubstanz als auch das Knochenmark. Es kann also ein Kontrast zwischen dem Knochenmark, der Knochensubstanz, oder beidem und dem restlichen Untersuchungsorganismus entstehen. Der Kontrast wird sowohl von der Wahl des Kontrastmittels als auch von der Optimierung der HF-Pulsparameter abhängen. Durch gezielte Wahl des Kontrastmittels kann also beispielsweise nur das Knochenmark dargestellt werden. Mit der Verfügbarkeit und einer höheren Selektivität neuer Kontrastmittel werden auch die möglichen Anwendungen der vorliegenden Erfindung erweitert.Of the Decay of the excitation of the protons is subsequently in Form of induced magnetic resonance signals recorded. After one Aspect of the invention, the frequency of the RF pulses is optimized such that the magnetic resonance signals from areas of the examination organism, in which the contrast agent has accumulated, higher are as the magnetic resonance signals from the remaining areas of the investigation organism. For example, the frequency offset the radiated RF pulses are selected such that only protons in the vicinity of the particles of the contrast agent excited which causes a magnetic resonance signal only from this environment is recorded. Because protons in the remaining areas of the organism, in which the contrast agent has not enriched, not stimulated They also do not induce a magnetic resonance signal. Such Optimization of the RF pulses thus has the advantage that a magnetic resonance signal can be selectively absorbed by the areas in which has enriched the contrast agent. Preferably, the magnetic resonance signals taken during an imaging measurement, due to of the bone-enriched contrast medium contrast between the bone and the rest of the body of the organism arises. Because the protons, by means of the RF pulses in the rest of the body of the research organism are negligible are, and thus also the induced magnetic resonance signals from these Areas, creating an excellent contrast between the bones of the investigation organism and the remaining body of the Investigation organism. This has the advantage that the bones can be specifically represented by magnetic resonance imaging, d. H. without surrounding tissue. As mentioned includes the The term bone both the outer and inner bone substance as well as the bone marrow. So it can be a contrast between the Bone marrow, the bone substance, or both and the rest Examination organism arise. The contrast is from both the choice of contrast agent as well as the optimization of the RF pulse parameters depend. By selective choice of the contrast agent can So, for example, only the bone marrow will be displayed. With availability and higher selectivity new contrast agents are also the possible applications extended to the present invention.

Vorzugsweise werden die Magnetresonanzsignale während einer bildgebenden Messung aufgenommen, bei der Sequenzen von Magnetfeldgradienten und HF-Pulsen angelegt bzw. eingestrahlt werden. Dem Fachmann ist eine Vielzahl von Sequenzen von Magnetfeldgradienten und HF-Pulsen bekannt, womit beispielsweise ein Kontrast zwischen Geweben abhängig von den T1- und T2-Zerfallszeiten erzeugt wird (z. B. T1- bzw. T2-gewichtete Messungen), und mit denen die Geschwindigkeit einer Magnetresonanzmessung beeinflusst werden kann (z. B. Turbospinechosequenz). Es sollen an dieser Stelle nicht alle Gradient- und Pulssequenzen aufgezählt werden, vielmehr sollte klar sein, dass eine Vielzahl dieser Sequenzen auf die vorliegende Erfindung Anwendung finden kann. Die zu verwendende Sequenz wird von der jeweilig vorliegenden Fragestellung bestimmt. Aufgrund der großen vorliegenden Magnetfeldinhomogenitäten werden die Magnetresonanzsignale vorzugsweise während einer Spinechosequenz aufgenommen. Aufgrund der Magnetfeldinhomogenität und der Bandbreite der eingestrahlten HF-Pulse werden Protonen angeregt, die leicht unterschiedliche Lamorfrequenzen aufweisen. Dementsprechend dephasieren die Spins der angeregten Protonen schnell, es liegt ein schneller T2*-Zerfall vor. Der Vorteil der Verwendung einer Spinechosequenz ist, dass durch die Rephasierung der Spins ein ausreichendes Magnetresonanzsignal erhalten wird. Aus den aufgenommenen Magnetresonanzsignalen werden vorzugsweise mittels einer 2D- oder 3D-Fouriercodierung Bilder erzeugt. Eine in einer Ausführungsform der Erfindung verwendete Sequenz kann also Phasencodiergradienten in zwei Raumrichtungen umfassen, sowie einen Frequenzcodiergradienten in eine dritte Raumrichtung, sowie 90°- und 180°-HF-Pulse. Mit Hilfe von Fouriertransformationen können dann aus den aufgenommenen Magnetresonanzsignalen Abbildungen des untersuchten Bereichs des Untersuchungsobjekts erstellt werden. Es sind jedoch auch andere Kombinationen von Magnetfeldgradienten und HF-Pulsen möglich. Es sollte klar sein, dass eine Vielzahl von Sequenzen verwendet werden kann, und dass es nur wichtig ist, dass die gewählte Sequenz geeignet ist, um eine bildliche Darstellung der Bereiche des Un tersuchungsobjekts zu erzeugen, in denen sich das Kontrastmittel angereichert hat.Preferably, the magnetic resonance signals are recorded during an imaging measurement, in which sequences of magnetic field gradients and RF pulses are applied or irradiated. A variety of magnetic field gradient and RF pulse sequences are known to those of skill in the art, for example, to produce contrast between tissues as a function of the T1 and T2 disintegration times (eg, T1- or T2-weighted measurements), and with those the speed of a magnetic resonance measurement can be influenced (eg turbo spin echo sequence). Not all gradient and pulse sequences should be enumerated at this point, but it should be clear that a large number of these sequences can be applied to the present invention. The sequence to be used is determined by the respective question. Due to the large magnetic field inhomogeneities present, the magnetic resonance signals are preferably recorded during a spin echo sequence. Due to the magnetic field inhomogeneity and the bandwidth of the radiated RF pulses protons are excited, which have slightly different Lamorfrequenzen. Accordingly, the spins of the excited protons rapidly dephase, with a rapid T2 * decay in front. The advantage of using a spin echo sequence is that the rephasing of the spins results in a sufficient magnetic resonance signal. From the recorded magnetic resonance signals, images are preferably generated by means of a 2D or 3D Fourier coding. A sequence used in one embodiment of the invention may therefore comprise phase-encoding gradients in two spatial directions, as well as a frequency-encoding gradient in a third spatial direction, as well as 90 ° and 180 ° RF pulses. With the aid of Fourier transformations, images of the examined region of the examination object can then be created from the recorded magnetic resonance signals. However, other combinations of magnetic field gradients and RF pulses are possible. It should be understood that a variety of sequences can be used, and that it is only important that the sequence chosen be suitable to create a visual representation of the areas of the examination subject in which the contrast agent has accumulated.

Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung ist der Untersuchungsorganismus eine Untersuchungsperson. Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden die HF-Pulse und die Sequenzen derart optimiert, dass ein Kontrast zwischen Knochenmark und Tumoren im Knochenmark erzeugt wird. Tumore können beispielsweise krebserkrankte Zellen oder Karzinome umfassen, oder Metastasen von anderen Geschwülsten des Untersuchungsorganismus. Dieser Kontrast kann beispielsweise dadurch hergestellt werden, dass gesundes Knochenmark das Kontrastmittel anreichert, wohingegen Metastasen dem Kontrastmittel nicht zugänglich sind. Bei einer bildgebenden Magnetresonanzmessung mit einem der hier beschriebenen Verfahren werden die HF-Pulse dann beispielsweise so optimiert, dass nur das mit dem Kontrastmittel angereicherte gesunde Knochenmark dargestellt wird, wohingegen man kein Magnetresonanzsignal von den Metastasen erhält. Durch Vergleich mit einer herkömmlichen Magnetresonanzaufnahme können so beispielsweise die Metastasen identifiziert werden. Alternativ wäre auch vorstellbar, dass sowohl die Metastasen als auch das gesunde Knochenmark Kontrastmittel anreichern, jedoch in unterschiedlichem Maße, wodurch mittels Optimierung der HF-Pulse ein Kontrast erhalten werden kann. Es ist ebenfalls vorstellbar, dass die Sequenz derart optimiert wird, dass diese beiden Gewebearten aufgrund unterschiedlicher Spinrelaxationszeiten unterschieden werden können. Das Erzeugen eines Kontrasts zwischen Knochenmark und Metastasen im Knochenmark wäre ein entscheidender Vorteil im Rahmen einer medizinischen Diagnose einer Untersuchungsperson. Andererseits können durch selektive Darstellung des Knochenmarks auch Schäden am Knochenmark festgestellt werden. Beispielsweise kann es nach einem Knochenbruch zur Schädigung des Knochenmarks kommen. Eine selektive Darstellung des Knochenmarks mit positivem Kontrast ist von großem Vorteil, um diese Schäden zu diagnostizieren oder um den Heilungsverlauf zu begutachten.According to one Another aspect of the invention is the investigation organism Examiner. In one embodiment of the present invention Invention, the RF pulses and the sequences are optimized in such a way that that produces a contrast between bone marrow and tumors in the bone marrow becomes. For example, tumors can be cancerous cells or carcinomas, or metastases from other tumors of the investigation organism. This contrast can be, for example be prepared by having healthy bone marrow the contrast agent whereas metastases are inaccessible to the contrast agent are. In an imaging magnetic resonance measurement with one of The methods described herein then become the RF pulses, for example optimized so that only that enriched with the contrast agent healthy bone marrow is displayed, whereas one does not receive a magnetic resonance signal receives from the metastases. By comparison with a conventional one Magnetic resonance imaging can, for example, the metastases be identified. Alternatively, it would be conceivable that both the metastases and the healthy bone marrow contrast agent enrich, but to varying degrees, which means Optimization of the RF pulses a contrast can be obtained. It is also conceivable that the sequence is optimized so that this Both types of tissue due to different spin relaxation times can be distinguished. Creating a contrast between bone marrow and metastases in the bone marrow a decisive advantage in the context of a medical diagnosis an examiner. On the other hand, by selective Representation of the bone marrow also damages the bone marrow be determined. For example, it may be after a bone fracture come to damage the bone marrow. A selective one Representation of the bone marrow with positive contrast is of great Advantage to diagnose this damage or to the To assess healing process.

Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung werden die HF-Pulse und die Sequenzen derart optimiert, dass anhand der Magnetresonanzbilder eine Entzündung des Knochenmarks erkennbar wird. Eine Entzündung geht im Allgemeinen mit einer Anhäufung von Makrophagen einher, welche das Kontrastmittel anreichern. Die HF-Pulse und Sequenzen können nun so optimiert werden, dass eine solche Anhäufung von Makrophagen auf den Magnetresonanzbildern erkennbar wird, was den Vorteil hat, dass auf diese Weise die Entzündung des Knochenmarks festgestellt werden kann.According to one Another embodiment of the invention, the RF pulses and optimized the sequences such that on the basis of the magnetic resonance images an inflammation of the bone marrow becomes recognizable. An infection generally goes with an accumulation of macrophages which enhance the contrast agent. The RF pulses and sequences can now be optimized so that such an accumulation of macrophages on the magnetic resonance images becomes apparent what has the advantage that in this way the inflammation of the Bone marrow can be detected.

Nach einer weiteren Ausführungsform der Erfindung ist das Kontrastmittel derart ausgebildet, dass es sich in einem anderen Organ als dem Knochenmark anreichert, wobei die Magnetresonanzsignale während einer bildgebenden Messung aufgenommen werden, und wobei die Frequenz der HF-Pulse derart eingestellt wird, dass ein Kontrast entsteht zwischen dem Organ, in welchem sich das Kontrastmittel angereichert hat und dem restlichen Körper des Untersuchungsorganismus. Beispielsweise können sich auf Eisenoxid basierende Kontrastmittel mit kleinen Teilchengrößen in der Milz oder in den Lymphknoten einer Untersuchungsperson anreichern. Bei einer bildgebenden Magnetresonanzmessung können die HF-Pulse derart optimiert werden, dass die Milz bzw. die Lymphknoten selektiv und mit positivem Kontrast dargestellt werden. Das Organ, in dem sich die Partikel anreichern, kann z. B. mittels der Partikelgröße, der Zusammensetzung der Partikel oder der Oberflächenbeschichtung der Partikel bestimmt werden.To Another embodiment of the invention is the contrast agent designed so that it is in an organ other than the Bone marrow enriches, with the magnetic resonance signals during an imaging measurement, and wherein the frequency the RF pulse is adjusted so that a contrast arises between the organ in which the contrast agent is enriched has and the rest of the body of the investigation organism. For example, iron oxide-based contrast agents with small particle sizes in the spleen or in the Enrich lymph nodes of an examiner. In an imaging Magnetic resonance measurement can be optimized so the RF pulses be that spleen or lymph nodes selectively and with positive Contrast are displayed. The organ in which the particles are enrich, z. B. by means of the particle size, the composition of the particles or the surface coating the particles are determined.

Eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage weist einen HF-Pulsgenerator zum Erzeugen von HF-Pulsen, eine Detektoreinheit zum Aufnehmen von durch die HF-Pulse induzierten Magnetresonanzsignalen, und weiterhin eine Steuereinheit auf, die derart ausgestaltet ist, dass sie Frequenz und das Einstrahlen von HF-Pulsen, sowie das Anlegen von Magnetfeldgradienten so steuert, dass die Magnetresonanzanlage Magnetresonanzsignale nach einem der oben genannten Verfahren aufnimmt. Die Steuereinheit kann also die Frequenz und die Bandbreite von HF-Pulsen derart steuern, dass die Knochen eines Untersuchungsobjekts, dem ein Kontrastmittel verabreicht wurde, selektiv und mit positivem Kontrast dargestellt werden. Eine derart ausgestaltete Magnetresonanzanlage hat den Vorteil, dass röntgenähnliche Abbildungen der Knochen des Untersuchungsorganismus erstellt werden können, ohne dass dabei der Untersuchungsorganismus einer Röntgenstrahlung ausgesetzt werden muss. Darüber hinaus ermöglicht eine solche Magnetresonanzanlage die Erstellung dreidimensionaler Bilder der Knochen, sowie die Verwendung unterschiedlicher Pulssequenzen zur Kontrastoptimierung.A magnetic resonance system according to the invention has an HF pulse generator for generating RF pulses, a detector unit for recording magnetic resonance signals induced by the RF pulses, and furthermore a control unit which is designed such that it can measure frequency and the radiating of RF pulses. and the application of magnetic field gradients so that the magnetic resonance system receives magnetic resonance signals according to one of the above-mentioned methods. The control unit can thus control the frequency and the bandwidth of RF pulses in such a way that the bones of an examination object to which a contrast agent has been administered are displayed selectively and with positive contrast. Such a designed magnetic resonance system has the advantage that X-ray-like images of the bones of the investigation organism can be created without causing the investigation organism of a X-radiation must be exposed. In addition, such a magnetic resonance system allows the creation of three-dimensional images of the bones, as well as the use of different pulse sequences for contrast optimization.

Die vorliegende Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Zeichnungen anhand bevorzugter Ausführungsformen erläutert.The The present invention will be described below with reference to FIGS Drawings explained with reference to preferred embodiments.

1 zeigt eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage, die eine Steuereinheit zum Steuern der Frequenz von eingestrahlten HF-Pulsen aufweist. 1 shows a schematic representation of a magnetic resonance system having a control unit for controlling the frequency of radiated RF pulses.

2 zeigt ein Flussdiagram einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens. 2 shows a flow chart of an embodiment of the method according to the invention.

3 ist eine schematische Darstellung der bei einer Off-Resonanz-Spinechosequenz eingestrahlten HF-Pulse und angelegten Magnetfeldgradienten. 3 FIG. 4 is a schematic representation of the RF pulses radiated in an off-resonance spin echo sequence and applied magnetic field gradients. FIG.

4 zeigt Magnetresonanzbilder, die unter Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens und einer erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage erstellt wurden. 4 shows magnetic resonance images, which were created using the method according to the invention and a magnetic resonance system according to the invention.

1 zeigt eine schematische Darstellung einer beispielhaften Magnetresonanzanlage 1. Die Magnetresonanzanlage 1 weist einen Magneten 2 und eine HF-Spule 3 auf, in der sich der Untersuchungsorganismus 4 befindet. Der Untersuchungsorganismus 4 weist Knochen 5 auf, die Knochenmark 6 umfassen. Es sei darauf hingewiesen, dass in der schematischen Darstellung der 1 shows a schematic representation of an exemplary magnetic resonance system 1 , The magnetic resonance system 1 has a magnet 2 and an RF coil 3 on, in which the investigation organism 4 located. The investigation organism 4 has bones 5 on, the bone marrow 6 include. It should be noted that in the schematic representation of

1 nur die Komponenten dargestellt sind, die für eine Beschreibung der Ausführungsform der vorliegenden Erfindung nötig sind. Weitere Komponenten der Magnetresonanzanlage, die für deren Betrieb notwendig sind, wie beispielsweise Gradientenspulen oder Ähnliches, sind aus Gründen der Übersichtlichkeit nicht dargestellt. Des Weiteren ist zur Veranschaulichung hier der Untersuchungsorganismus 4 nur als ein Gewebeteil mit innenliegendem Knochen 5 und Knochenmark 6 dargestellt. Die Magnetresonanzanlage 1 weist weiterhin eine Steuereinheit 7 und einen HF-Pulsgenerator 8 auf, sowie eine Aufnahmeeinheit 9 und eine Rechnereinheit 10. Bei einer herkömmlichen Magnetresonanztomographiemessung wird zunächst eine Kalibrierungsmessung durchgeführt, bei der die Resonanzfrequenz von Protonen im freien Wasser im mit dem Magneten 2 angelegten statischen B₀-Feld bestimmt wird (Tuning). Diese Frequenz soll hier als B₀-Resonanzfrequenz bezeichnet werden. Durch das Einstrahlen von HF-Pulsen mit dieser Frequenz bei gleichzeitigem Anlegen eines Schichtselektionsgradienten werden bei herkömmlichen Magnetresonanzmessungen beispielsweise Protonen in einer Schicht angeregt, in der die Lamorfrequenz der Protonen mit der Frequenz der eingestrahlten HF-Pulse übereinstimmt. Protonen, die beispielsweise durch ein lokal verändertes Magnetfeld eine andere Lamorfrequenz aufweisen, werden nicht angeregt. Von Bereichen, in denen im Wesentlichen keine Anregung der Protonen stattgefunden hat, kann auch kein Magnetresonanzsignal aufgenommen werden. Ein solcher Bereich erscheint in einem herkömmlichen Magnetresonanzbild als eine dunkle Stelle (Void), wird also im Vergleich zu anderen Bereichen des Bildes mit negativem Kontrast dargestellt. Erfindungsgemäß wird ein Kontrastmittel in den Untersuchungsorganismus 4 eingebracht, wobei das Kontrastmittel Partikel aufweist, die sich in den Knochen 5 des Untersuchungsorganismus 4 anreichern. In der hier beschriebenen Ausführungsform werden superparamagnetische Partikel als Kontrastmittel verwendet, wie beispielsweise „Supravist^®", das Eisenoxidpartikel mit einer mittleren Größe von ca. 20 nm, die mit einer Hülle aus Carboxyldextran umgeben sind, umfasst. Werden diese Partikel in einen Untersuchungsorganismus eingebracht, wie beispielsweise ein Säugetier, so reichern sie sich hauptsächlich im Knochenmark des Untersuchungsorganismus an, jedoch kann auch eine Anreicherung in anderen Organen erfolgen, wie beispielweise der Leber. Aufgrund des von außen angelegten B₀-Feldes richten sich die magnetischen Momente der superparamagnetischen Partikel aus. Da die superparamagnetischen Partikel permanente magnetische Momente aufweisen, werden diese derart im B₀-Feld ausgerichtet, dass an den Nord- und Südpolen der Partikel das von außen angelegte B₀-Feld verstärkt wird, wohingegen es im äquatorialen Bereich der Partikel abgeschwächt wird. Die Partikel des Kontrastmittels werden bevorzugt von Makrophagen aufgenommen. Da die Makrophagen relativ homogen im Knochenmark verteilt sind, liegt nach Gabe des Kontrastmittels auch eine im Wesentlichen homogene Verteilung der Partikel im Knochenmark vor. Da nur eine geringe Konzentration von Kontrastmittel eingebracht wird, werden im Allgemeinen keine Partikelagglomerate gebildet, die größer sind als die Voxelgröße einer nachfolgenden bildgebenden Magnetresonanzmessung. Werden nun HF-Pulse mit der B₀-Resonanzfrequenz eingestrahlt, so werden Protonen in den Bereichen, in denen das angelegte B₀-Magnetfeld durch die superparamagnetischen Partikel verändert wurde, nicht angeregt. Bei einer herkömmlichen bildgebenden Messung würde man auf der Abbildung einen dunklen Bereich an der Stelle des mit Kontrastmittel angereicherten Knochenmarks erhalten. Bei der hier beschriebenen Ausführungsform der Erfindung steuert die Steuereinheit 7 die Einstrahlung von HF-Pulsen jedoch auf eine Weise, das HF-Pulse eingestrahlt werden, die Protonen anregen, die sich in einem Bereich vorbestimmter Feldstärke des von den Partikeln des Kontrastmittels erzeugten Magnetfelds befinden. Die Steuereinheit 7 erreicht das, indem sie die Frequenz der eingestrahlten HF-Pulse gegenüber der B₀-Resonanzfrequenz verschiebt (Frequenzoffset). Bei einem B₀-Feld von 1,5 Tesla und einer B₀-Resonanzfrequenz von ca. 63 MHz kann der Frequenzoffset beispielsweise 1000 Hz betragen. Beim Einstrahlen von HF-Pulsen mit einer solchen Frequenz werden also Protonen angeregt, deren Lamorfrequenz gegenüber der Lamorfrequenz von Protonen im unveränderten B₀-Feld um 1000 Hz verschoben ist. Für den Fachmann sollte klar sein, dass wenn von Frequenz gesprochen wird, immer eine mittlere Frequenz gemeint ist, da ein HF-Puls immer eine gewisse Bandbreite aufweist. Die superparamagnetischen Partikel im Knochenmark verstärken also das von außen angelegte B₀-Feld in einem Bereich, so dass die Lamorfrequenz der Protonen in diesem Bereich erhöht ist, und mit der Frequenz der eingestrahlten HF-Pulse übereinstimmt, wobei der Bereich der Übereinstimmung durch die HF-Pulsfrequenz und Bandbreite festgelegt wird. Bei einer größeren Frequenzverschiebung werden also Protonen angeregt, die sich näher an den superparamagnetischen Partikeln finden, da dort die Magnetfeldänderung größer ist. Jedoch ist an dieser Stelle auch der Gradient des Magnetfelds der superparamagnetischen Partikel größer, wodurch nur ein geringes Volumen von Protonen die Resonanzbedingung erfüllt, und somit angeregt wird. Hingegen werden bei einer geringeren Frequenzverschiebung Protonen angeregt, die weiter von den superparamagnetischen Partikeln entfernt sind, wodurch ein größeres Volumen von Protonen angeregt wird, da kleinere Magnetfeldgradienten des von den superparamagnetischen Partikeln verursachten Magnetfelds vorherrschen. Die genaue Position des Bereichs, in dem Protonen angeregt werden, ist hier nicht von Bedeutung, da die Partikelgröße bzw. die Größe von Partikelagglomeraten wesentlich kleiner ist als die Voxelgröße. Außerdem hängt der Bereich von der genauen Verteilung der Partikel ab. Im Allgemeinen kann aber davon ausgegangen werden, dass Protonen in einem Abstand zwischen 0 bis 100 nm zu einem Partikel angeregt werden. Die Frequenz, mit der die Steuereinheit 7 eine Einstrahlung von HF-Pulsen veranlasst, hängt von der jeweiligen Untersuchung ab, für die Magnetresonanzanlage 1 verwendet wird. Um eine spezifische Darstellung des Knochenmarks, in dem sich das Kontrastmittel angereichert hat, zu erreichen, sollte die minimale Frequenzverschiebung jedoch dermaßen gewählt werden, dass keine Protonen angeregt werden, die außerhalb des Knochenmarks liegen. Der Frequenzoffset sollte nicht zu hoch sein, da sonst nur Protonen in einem relativ geringen Volumen angeregt werden, jedoch sollte er auch nicht zu niedrig sein, da sonst Proto nen angeregt werden, die sich außerhalb des Knochenmarks befinden. Grund dafür sind Inhomogenitäten in dem statischen B₀-Feld, aufgrund derer bereits ein Spektrum an unterschiedlichen Lamorfrequenzen vorliegt. Vorzugsweise liegt der Frequenzoffset in einem Bereich von 0,6 bis 5 kHz pro Tesla. 1 only the components necessary for a description of the embodiment of the present invention are shown. Other components of the magnetic resonance system that are necessary for their operation, such as gradient coils or the like, are not shown for reasons of clarity. Furthermore, for illustrative purposes, here is the investigation organism 4 only as a piece of tissue with internal bone 5 and bone marrow 6 shown. The magnetic resonance system 1 also has a control unit 7 and an RF pulse generator 8th on, as well as a recording unit 9 and a computer unit 10 , In a conventional magnetic resonance tomography measurement, a calibration measurement is first performed, in which the resonant frequency of protons in the free water in the with the magnet 2 applied static B ₀ field is determined (tuning). This frequency should be referred to here as the B ₀ resonance frequency. By radiating RF pulses at this frequency while simultaneously applying a slice selection gradient, protons are excited in a slice in conventional magnetic resonance measurements, for example, in which the lamorous frequency of the protons coincides with the frequency of the injected RF pulses. Protons that have a different Lamor frequency, for example due to a locally changed magnetic field, are not excited. From areas where essentially no excitation of the protons has occurred, no magnetic resonance signal can be recorded. Such a region appears as a dark spot (void) in a conventional magnetic resonance image, so it is displayed in negative contrast to other areas of the image. According to the invention, a contrast agent is introduced into the examination organism 4 introduced, wherein the contrast agent comprises particles that are in the bone 5 of the investigation organism 4 accumulate. In the embodiment described herein, superparamagnetic particles are used as contrast agents, such as "Supravist ^®", the iron oxide particles having an average size of about 20 nm, which are surrounded with a shell of Carboxyldextran comprises. If these particles are introduced in an examination organism such as a mammal, they mainly accumulate in the bone marrow of the test organism, but enrichment in other organs, such as the liver, can also occur, Due to the externally applied B ₀ field, the magnetic moments of the superparamagnetic particles align. Since the superparamagnetic particles have permanent magnetic moments, they are aligned in the B ₀ field in such a way that the externally applied B ₀ field is strengthened at the north and south poles of the particles, whereas it is attenuated in the equatorial region of the particles Particles of the Contra Stmittel are preferably taken up by macrophages. Since the macrophages are relatively homogeneously distributed in the bone marrow, there is also a substantially homogeneous distribution of the particles in the bone marrow after administration of the contrast agent. Since only a small concentration of contrast agent is introduced, generally no particle agglomerates larger than the voxel size of a subsequent magnetic resonance imaging are formed. If RF pulses with the B ₀ resonance frequency are now irradiated, protons in the areas in which the applied B ₀ magnetic field has been changed by the superparamagnetic particles are not excited. In a conventional imaging measurement, the image would have a dark area at the site of the contrast enhanced bone marrow. In the embodiment of the invention described here, the control unit controls 7 however, the irradiation of RF pulses in a manner that is irradiated with RF pulses excite protons that are in a range of predetermined field strength of the magnetic field generated by the particles of the contrast agent. The control unit 7 achieves this by shifting the frequency of the radiated RF pulses relative to the B ₀ resonance frequency (frequency offset). For example, with a B ₀ field of 1.5 Tesla and a B ₀ resonance frequency of approximately 63 MHz, the frequency offset may be 1000 Hz. When radiating RF pulses with such a frequency so protons are excited whose Lamorfrequenz is shifted from the Lamor frequency of protons in the unchanged B ₀ field by 1000 Hz. It should be clear to those skilled in the art that when talking about frequency, it is always meant an average frequency, since an RF pulse always has some bandwidth. Thus, the superparamagnetic particles in the bone marrow enhance the externally applied B ₀ field in a range such that the proton Lmor frequency is increased in this range and coincides with the frequency of the radiated RF pulses, with the range of coincidence by the RF Pulse frequency and bandwidth is set. With a larger frequency shift, therefore, protons are excited, which are closer to the superparamagnetic particles, since there the magnetic field change is greater. However, at this point, the gradient of the magnetic field of the superparamagnetic particles is larger, whereby only a small volume of protons satisfies the resonance condition, and thus is excited. In contrast, at a lower frequency shift, protons are excited further away from the superparamagnetic particles, thereby exciting a larger volume of protons because of smaller magnetic field gradients of the magnetic field caused by the superparamagnetic particles. The exact position of the region in which protons are excited is not important here, since the particle size or the size of particle agglomerates is substantially smaller than the size of the voxel. In addition, the range depends on the exact distribution of the particles. In general, however, it can be assumed that protons are excited to a particle at a distance of between 0 and 100 nm. The frequency with which the control unit 7 Irradiation of RF pulses, depends on the particular examination, for the magnetic resonance system 1 is used. However, in order to obtain a specific representation of the bone marrow in which the contrast agent has accumulated, the minimum frequency shift should be chosen so as not to excite protons that are outside the bone marrow. The frequency offset should not be too high, since otherwise only protons are excited in a relatively small volume, but it should also not be too low, since otherwise proto NEN are excited, which are located outside the bone marrow. This is due to inhomogeneities in the static B ₀ field, as a result of which there is already a spectrum of different Lamor frequencies. Preferably, the frequency offset is in a range of 0.6 to 5 kHz per Tesla.

Neben der Einstrahlung von HF-Pulsen steuert die Steuereinheit 7 auch das Anlegen von Magnetfeldgradienten. Einem Fachmann auf dem Gebiet der Magnetresonanztomographie ist eine Vielzahl von Sequenzen aus HF-Pulsen und Magnetfeldgradienten bekannt, die eingestrahlt oder angelegt werden, um eine bildgebende Magnetresonanzmessung durchzuführen. Ein Großteil dieser Sequenzen kann mit dem erfindungsgemäßen Verfahren und der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage verwendet werden. Da diese Sequenzen nach dem Stand der Technik bekannt sind, soll hier auf eine ausführliche Beschreibung verzichtet werden. Die Ausführungsbeispiele werden anhand einer einfachen Spinechosequenz beschrieben, deren Pulsfolge nachstehend genauer erläutert wird. Die Steuereinheit 7 steuert also den Magneten 2 und den HF-Pulsgenerator 8 derart, dass nur Protonen des Untersuchungsorganismus 4 angeregt werden, die sich im Knochenmark 6 des Untersuchungsorganismus befinden, in welchem das Kontrastmittel angereichert ist, wobei die HF-Pulse und die Gradienten derart geschaltet werden, dass ein Spinecho von der Aufnahmeeinheit 6 aufgenommen wird. Da nur Protonen im Bereich des Knochenmarks angeregt wurden, werden auch nur Spinechomagnetresonanzsignale aus diesem Bereich empfangen. Eine Ortskodierung der Magnetresonanzsignale kann beispielsweise durch eine Fouriercodierung in x-Richtung und eine Phasencodierung in y-Richtung erfolgen, wobei ein Projektionsbild erstellt wird. Die von der Aufnahmeeinheit 9 aufgenommenen Daten werden an eine Rechnereinheit 10 weitergeleitet, in der mittels Fouriertransformationen das Magnetresonanzbild errechnet wird. Da nur Magnetresonanzsignale vom Knochenmark 6 des Untersuchungsorganismus 4 aufgenommen wurden, zeigt ein solches Magnetresonanzbild nur das Knochenmark 6 des Untersuchungsorganismus 4 in positivem Kontrast. Mit der Magnetresonanzanlage 1 kann also eine spezifische Dar stellung des Knochenmarks 6 erfolgen. Dadurch wird eine genaue Betrachtung des Knochenmarks 6 ermöglicht, ohne störende Beeinflussung durch umliegendes Gewebe. Durch diese Selektivität kann beispielsweise ein Projektionsbild des gesamten Knochenmarks eines Bereichs eines Untersuchungsorganismus erstellt werden, was bei einer Abbildung weiterer Gewebearten nicht möglich wäre. Diese spezifische Art der Darstellung ist sehr vorteilhaft für medizinische Diagnostik, beispielsweise um Schäden am Knochenmark oder krebsartige Veränderungen des Knochenmarks festzustellen. Wie bereits erwähnt wurde, gibt es Unterschiede in der Aufnahme des Kontrastmittels zwischen gesunden Zellen des Knochenmarks und Metastasen im Knochenmark. Eine spezifische Darstellung des Knochenmarks mit positivem Kontrast ist für ein Auffinden solcher Metastasen sehr vorteilhaft.In addition to the irradiation of RF pulses controls the control unit 7 also the application of magnetic field gradients. A person skilled in the field of magnetic resonance tomography has known a multiplicity of sequences of RF pulses and magnetic field gradients which are irradiated or applied in order to carry out a magnetic resonance imaging measurement. A large part of these sequences can be used with the method according to the invention and the magnetic resonance system according to the invention. Since these sequences are known in the art, a detailed description will be omitted here. The exemplary embodiments are described by means of a simple spin echo sequence whose pulse sequence is explained in more detail below. The control unit 7 controls the magnet 2 and the RF pulse generator 8th such that only protons of the organism of investigation 4 be stimulated, located in the bone marrow 6 of the examination organism in which the contrast agent is enriched, wherein the RF pulses and the gradients are switched such that a spin echo from the recording unit 6 is recorded. Since only protons in the area of the bone marrow were excited, only spin resonance signals from this area are received. A spatial encoding of the magnetic resonance signals can be effected, for example, by a Fourier coding in the x direction and a phase coding in the y direction, a projection image being produced. The of the recording unit 9 recorded data is sent to a computer unit 10 forwarded, in which by means of Fourier transformations the magnetic resonance image is calculated. Because only magnetic resonance signals from the bone marrow 6 of the investigation organism 4 Such a magnetic resonance image shows only the bone marrow 6 of the investigation organism 4 in positive contrast. With the magnetic resonance system 1 So can a specific Dar position of the bone marrow 6 respectively. This will give a close look at the bone marrow 6 allows, without interfering with surrounding tissue. By this selectivity, for example, a projection image of the entire bone marrow of a region of an investigation organism can be created, which would not be possible with a mapping of other tissue types. This specific type of presentation is very beneficial for medical diagnostics, for example to detect bone marrow damage or cancerous bone marrow changes. As already mentioned, there are differences in the uptake of the contrast agent between healthy cells of the bone marrow and metastases in the bone marrow. A specific representation of the bone marrow with positive contrast is very advantageous for finding such metastases.

2 zeigt ein Flussdiagram einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens. In einem ersten Schritt 21 wird ein Kontrastmittel in einen Untersuchungsorganismus eingebracht. Vorzugsweise geschieht das Einbringen des Kontrastmittels durch intravenöse Infusion, es kann aber auch durch Injektion oder durch orale Aufnahme eingebracht werden. Vorzugsweise werden superparamagnetische Eisenoxidteilchen als Kontrastmittel verwendet, wobei diese Teilchen mit verschiedenen Partikelgrößen und verschiedenen Oberflächenbeschichtungen erhältlich sind. Die Wahl des Kontrastmittels hängt von der jeweiligen Aufgabenstellung der Magnetresonanzuntersuchung ab. Wichtig ist nur, dass das Kontrastmittel derart ausgebildet ist, dass es sich in einem nächsten Schritt 22 in den Knochen des Untersuchungsorganismus anreichert. Die Anreicherung findet dabei im Knochenmark und genauer in im Knochenmark befindlichen Makrophagen statt. Kontrastmittel einer solchen Art sind beispielsweise aus den Druckschriften D2 und D3 bekannt. In einem Kaninchen kann beispielsweise eine erhöhte Konzentration des Kontrastmittels im Knochenmark bereits eine halbe Stunde nach Einbringen des Kontrastmittels festgestellt werden. Bis zu anderthalb Stunden nach Gabe des Kontrastmittels steigt die Konzentration im Knochenmark an, und verbleibt auf einem erhöhten Niveau noch bis 24 Stunden danach. Anschließend wird es durch biologische Prozesse wieder abgebaut. Die hier genannten Zeiten sind beispielhafte Werte, sie können sich je nach Kontrastmittel und Untersuchungsorganismus ändern. Während der Zeiten einer erhöhten Kontrastmittelkonzentration im Knochenmark kann eine bildgebende Magnetresonanzmessung vorgenommen werden. Der Untersuchungsorganismus wird dafür in der Magnetresonanzanlage angeordnet, und in einem weiteren Schritt 23 wird ein Magnetfeld angelegt. Dieses ist im Allgemeinen ein statisches B₀-Feld. Sobald das Magnetfeld angelegt wird richten sich in Schritt 24 die magnetischen Momente der superparamagnetischen Partikel im Magnetfeld aus. Die Partikel stellen magnetische Dipole dar, deren Feld dem von außen angelegten Feld überlagert wird. Dadurch wird das B₀-Magnetfeld lokal in Nähe der Partikel geändert. Magnetische Felder sind natürlich langreichweitig, jedoch ist die Änderung des Magnetfelds durch die superparamagnetischen Partikel nur in einem lokal sehr begrenzten Bereich signifikant. Beispielsweise sind Magnetfeldänderungen, die von 20 nm Durchmesser superparamagnetischen Eisenoxidpartikeln in einem 1,5 Tesla B₀-Feld erzeugt werden, für das hier beschriebene Verfahren nicht mehr relevant, wenn sie weiter als 1 μm von den Partikeln entfernt sind, da dann die Magnetfeldänderung zu schwach wird. Durch Agglomeration von Partikeln des Kontrastmittels können jedoch stärkere Magnetfelder erzeugt werden, die somit auch weiter reichend signifikante Änderungen verursachen können. Solange diese Agglomerate jedoch kleiner als die Voxelgröße einer bildgebenden Messung sind, ist die weiter reichende Veränderung des angelegten Magnetfelds für das Verfahren nicht nachteilig. Wie bereits erwähnt werden Konzentration von Kontrastmittel verwendet, die eine im Wesentlichen homogene Verteilung der Partikel im Knochenmark bewirken, so dass es zu keiner wesentlichen Agglomeration der Partikel kommt. 2 shows a flow chart of an embodiment of the method according to the invention. In a first step 21 a contrast agent is introduced into an investigation organism. Preferably, the introduction of the contrast agent is done by intravenous infusion, but it can also be introduced by injection or by oral intake. Preferably, superparamagnetic iron oxide particles are used as contrast agents, which particles are available with different particle sizes and surface coatings. The choice of contrast agent depends on the particular task of the magnetic resonance examination. It is only important that the contrast agent is designed such that it is in a next step 22 into the bones of the organism. Enrichment takes place in the bone marrow and more precisely in bone marrow macrophages. Contrast agents of such a type are known for example from the publications D2 and D3. In a rabbit, for example, an increased concentration of the contrast agent in the bone marrow can already be detected half an hour after introduction of the contrast agent. Up to one and a half hours after administration of the contrast agent, the concentration in the bone marrow increases, and remains at an elevated level until 24 hours thereafter. Then it is degraded by biological processes again. The times mentioned here are exemplary values, they may change depending on the contrast medium and the test organism. During times of increased contrast medium concentration in the bone marrow, an imaging magnetic resonance measurement can be performed. The investigation organism is placed in the magnetic resonance system, and in a further step 23 a magnetic field is applied. This is generally a static B ₀ field. Once the magnetic field is applied align in step 24 the magnetic moments of the superparamagnetic particles in the magnetic field. The particles represent magnetic dipoles whose field is superimposed on the externally applied field. This changes the B ₀ magnetic field locally near the particles. Of course, magnetic fields are long-range, but the change of the magnetic field by the superparamagnetic particles is significant only in a locally very limited region. For example, magnetic field changes produced by 20 nm diameter superparamagnetic iron oxide particles in a 1.5 Tesla B ₀ field are no longer relevant to the method described here if they are more than 1 μm away from the particles, since then the magnetic field change increases becomes weak. However, by agglomeration of particles of the contrast agent stronger magnetic fields can be generated, which can thus also cause further significant significant changes. However, as long as these agglomerates are smaller than the voxel size of an imaging measurement, the wider change in the applied magnetic field is not detrimental to the process. As already mentioned, concentrations of contrast agents are used which bring about a substantially homogeneous distribution of the particles in the bone marrow so that there is no substantial agglomeration of the particles.

In einem weiteren Schritt 25 werden HF-Pulse eingestrahlt. Die Pulse werden dabei nicht mit der B₀-Resonanzfrequenz eingestrahlt, sondern mit einer Frequenz, die gegenüber der B₀- Resonanzfrequenz um beispielsweise 1 kHz verschoben ist. Eine solche Frequenzverschiebung beim Einstrahlen kann beispielsweise durch eine fortlaufende Phasenveränderung der eingestrahlten HF-Pulse erreicht werden. HF-Pulse mit einer solchen Frequenz regen Protonen an, deren Lamorfrequenz gegenüber ihrer Lamorfrequenz in einem unveränderten B₀-Feld um dieselbe Frequenz verschoben ist. Es handelt sich dabei um Protonen, deren Magnetresonanzfrequenz durch die Anreicherung der magnetischen Dipole darstellenden superparamagnetischen Partikel verändert wurde. Bei Einstrahlen von HF-Pulsen mit einem positiven Frequenzoffset werden vorzugsweise Bereiche in der Nähe des Nord- und Südpols der Partikel des Kontrastmittels angeregt, wohingegen bei einem negativen Frequenzoffset Protonen in Bereichen um die Äquatorialebene der Partikel angeregt werden. Die HF-Pulse werden im Rahmen von typischen Magnetresonanzsequenzen eingestrahlt, wie beispielsweise einer Spinechosequenz, bei der 90°- und 180°-HF-Pulse eingestrahlt werden. Um die Messzeit zu optimieren können auch Pulse mit sowohl positivem als auch negativem Frequenzoffset eingestrahlt werden. Jedoch ist ein positiver Frequenzoffset in der Regel besser geeignet, da bei einer gleichen Frequenzverschiebung ein größeres Volumen von Protonen angeregt wird, als bei einem negativen Offset. Wie bereits erwähnt sollte ein minimaler Frequenzoffset, beispielsweise 0,65 kHz pro Tesla, nicht unterschritten werden, da sonst Protonen angeregt werden, die sich nicht in Bereichen befinden, in denen sich das Kontrastmittel angereichert hat. Höhere Frequenzverschiebungen, wie beispielsweise 5 kHz pro Tesla, sind ebenfalls nicht vorteilhaft, da dann das Volumen von Protonen, die angeregt werden, wesentlich kleiner wird, wodurch auch das Magnetresonanzsignal stark abgeschwächt wird. Vor oder nach dem Einstrahlen der HF-Pulse können Magnetfeldgradienten geschaltet werden, um beispielsweise eine Phasencodierung der präzidierenden Protonenseins zu erreichen. Nach dem Einstrahlen der HF-Pulse folgt mit dem Schritt 26 das Aufnehmen von Magnetresonanzsignalen. Der Zerfall der Anregungszustände der Protonen wird mit einer Empfangsspule aufgezeichnet, die sowohl als eine eigene Einheit vorhanden sein kann, als auch mit der HF-Spule 3 identisch sein kann. Da das hier beschriebene Verfahren vorzugsweise mit einer Spinechosequenz verwendet wird, werden die Magnetresonanzsignale im Allgemeinen nach dem Einstrahlen eines 180°-Pulses aufgenommen. Während dem Aufnehmen der Magnetresonanzsignale kann beispielsweise ein Magnetfeldgradient in x-Richtung geschaltet werden, um eine Fouriercodierung in x-Richtung zu erreichen. Der gewünschte Kontrast sowie die gewünschte Art der Bildgebung, beispielsweise Erstellung von Projektionsbildern oder 3D-Schichtbildern, bestimmt die genaue Abfolge der HF-Pulse und Magnetfeldgradienten. Im Wesentlichen werden nur Magnetresonanzsignale von Protonen aufgenommen, die durch die HF-Pulse angeregt wurden. Bei einer Aufnahme von Magnetresonanzsignalen zur Bildgebung werden also die Protonen gezielt dargestellt, deren Resonanzfrequenz aufgrund der Anreicherung des Kontrastmittels gegenüber der B₀-Resonanzfrequenz um den Frequenzoffset der eingestrahlten HF-Pulse verschoben wurde. Es werden also nur Protonen im Knochenmark dargestellt, in welchem sich das Kontrastmittel angereichert hat, Protonen im übrigen Gewebe werden nicht angeregt und erzeugen kein Bildsignal. Aus den aufgenommenen Magnetresonanzsignalen werden je nach Codierung durch Fouriertransformationen Bilder erzeugt, beispielsweise in Projektion oder dreidimensional. Mit diesem Verfahren erzeugte Magnetresonanzbilder zeigen eine selektive Darstellung des Knochenmarks mit positivem Kontrast, ohne dass dabei umliegendes Gewebe dargestellt wird. Eine solche Darstellung ist sehr vorteilhaft für eine medizinische Diagnose, wie beispielsweise die Diagnose von Schäden des Knochenmarks oder von Knochenmarkmetastasen. Es sollte klar sein, dass das hier beschriebene Verfahren weitere Schritte umfasst, die hier nicht explizit angegeben sind, die aber einem Fachmann auf dem Gebiet der Magnetresonanztomographie geläufig sind. Dazu zählt beispielsweise das Positionieren einer Untersuchungsperson auf einem Liegetisch, Einfahren des Liegetisches in die Magnetresonanzanlage, das Durchführen von Justagemessungen, das Anbringen von speziellen Spulen, wie beispielsweise Kopfsendeempfangsspulen oder Ähnliche, das wiederholte Einstrahlen von HF-Pulsen und Anlegen von Magnet feldgradienten, sowie Aufnehmen von Magnetresonanzsignalen, das Auswerten der Magnetresonanzsignale, und andere Schritte, die hier nicht weiter erwähnt werden sollen.In a further step 25 HF pulses are radiated. The pulses are not radiated with the B ₀ resonance frequency, but with a frequency which is shifted from the B ₀ resonance frequency by, for example, 1 kHz. Such a frequency shift during the irradiation can be achieved for example by a continuous phase change of the radiated RF pulses. RF pulses with such a frequency excite protons whose Lamor frequency is shifted from their Lamor frequency by the same frequency in an unchanged B ₀ field. These are protons whose magnetic resonance frequency has been changed by the enrichment of the superparamagnetic particles representing magnetic dipoles. Upon irradiation of RF pulses having a positive frequency offset, regions near the north and south poles of the particles of the contrast agent are preferably excited, whereas at a negative frequency offset, protons are excited in regions around the equatorial plane of the particles. The RF pulses are irradiated within typical magnetic resonance sequences, such as a spin echo sequence, where 90 ° and 180 ° RF pulses are injected. In order to optimize the measuring time, pulses with both positive and negative frequency offset can be irradiated. However, a positive frequency offset is usually more suitable, since a larger frequency of protons is excited at a same frequency shift than at a negative offset. As already mentioned, a minimum frequency offset, for example 0.65 kHz per Tesla, should not be undercut, since otherwise protons are excited which are not in areas in which the contrast agent has accumulated. Higher frequency shifts, such as 5 kHz per Tesla, are also not advantageous because then the volume of protons that are excited becomes much smaller, which also greatly attenuates the magnetic resonance signal. Before or after the irradiation of the RF pulses, magnetic field gradients can be switched in order, for example, to achieve phase encoding of the precursor proton ion. After irradiation of the RF pulses follows with the step 26 the taking of magnetic resonance signals. The decay of the excitation states of the protons is recorded with a receiving coil, which may be present both as a separate unit and with the RF coil 3 can be identical. Since the method described here preferably with a Spi The magnetic resonance signals are generally recorded after the irradiation of a 180 ° pulse. During the recording of the magnetic resonance signals, for example, a magnetic field gradient in the x direction can be switched in order to achieve a Fourier coding in the x direction. The desired contrast as well as the desired type of imaging, for example the production of projection images or 3D slice images, determines the exact sequence of the RF pulses and magnetic field gradients. In essence, only magnetic resonance signals are picked up by protons excited by the RF pulses. When recording magnetic resonance signals for imaging, therefore, the protons are deliberately displayed whose resonant frequency has been shifted by the accumulation of the contrast medium with respect to the B ₀ resonance frequency by the frequency offset of the incident RF pulses. Thus, only protons are displayed in the bone marrow, in which the contrast agent has accumulated, protons in the remaining tissue are not excited and do not generate an image signal. Depending on the encoding, images are generated by the Fourier transformations from the recorded magnetic resonance signals, for example in projection or in three dimensions. Magnetic resonance images generated by this method show a selective representation of the bone marrow with positive contrast, without representing surrounding tissue. Such a representation is very beneficial for a medical diagnosis, such as the diagnosis of bone marrow damage or bone marrow metastasis. It should be understood that the method described herein includes additional steps that are not explicitly set forth herein, but which are familiar to those skilled in the art of magnetic resonance imaging. These include, for example, positioning an examiner on a table, retracting the table in the magnetic resonance system, performing adjustment measurements, attaching special coils, such as headend receiving coils or the like, the repeated irradiation of RF pulses and magnetic field gradient, and recording of magnetic resonance signals, the evaluation of the magnetic resonance signals, and other steps that are not mentioned here.

Im Nachfolgenden soll anhand von 3 eine typische Magnetresonanzsequenz zur Bildgebung mit dem hier beschriebenen Verfahren erläutert werden. 3 zeigt fünf Diagramme, wobei das Diagramm mit der Bezeichnung HF die Einstrahlung von HF-Pulsen darstellt, die Diagramme mit der Bezeichnung G_x, G_y und G_z die Abfolge des Anlegens von Magnetfeldgradienten in x- bzw. y- bzw. z-Richtung darstellen, und das Diagramm mit der Bezeichnung ADC-Signal das Zeitfenster darstellt, in dem ein Magnetresonanzsignal aufgenommen wird. Die x-Achse der Diagramme bezeichnet die Zeit, die y-Achse bezeichnet die Größe der jeweiligen Variablen, wobei beide Achsen beliebig skalierbar sind, da es sich hier nur um eine schematische Darstellung handelt. Demgemäß sind auch die Formen der eingezeichneten Kurven nur als repräsentative schematische Darstellungen der wirklichen Kurvenformen zu verstehen. Die hier gezeigte Sequenz ist eine Sequenz, die beispielsweise im Rahmen der Schritte 25 und 26 des Verfahrens durchgeführt wird. Die Sequenz beginnt mit dem Anlegen von Magnetfeldgradienten in x-Richtung 33 und in y-Richtung 36. Diese so genannten Spoiler-Gradienten haben die Funktion, eine verbliebene Magnetisierung einer vorangegebenen Sequenz zu dephasieren. Es wird nun ein 90°-HF-Puls 31 eingestrahlt, der eine Transversalmagnetisierung der um das B₀-Feld präzidierenden Protonenseins verursacht. Wie bereits oben erläutert, wird dieser HF-Puls mit einem Frequenzoffset eingestrahlt, so dass nur die Magnetisierung der Protonen geändert wird, die in einem Bereich vorbestimmter Feldstärke des durch die Partikel des Kontrastmittels erzeugten Magnetfelds angeordnet sind. Die Transversalmagnetisierung beginnt nun durch Spin-Spin-Wechselwirkung und Magnetfeldinhomogenitäten auseinander zu laufen. Um ein Spinechosignal zu erzeugen wird ein 180°-HF-Puls eingestrahlt, der die Magnetisierung in der xy-Ebene umklappt, wodurch die auseinanderlaufenden Protonenseins nun teilweise wieder zusammenlaufen und rephasieren, um anschlie ßend erneut zu dephasieren. Dieser Prozess induziert das Magnetresonanzsignal in der Empfängerspule, es wird während dem Zeitfenster 40 aufgenommen. Vor dem Einstrahlen des 180°-HF-Pulses 32 werden Magnetfeldgradienten 34, 37 und 38 in x-, y- und z-Richtung angelegt. Der Gradient in x-Richtung 34 ist ein Dephasiergradient. Während des Auslesens des Magnetresonanzsignals 40 wird ebenfalls ein Gradient in x-Richtung 35 angelegt, um eine Fouriercodierung in x-Richtung zu erreichen. Durch diesen Gradienten findet ebenfalls eine Dephasierung der Spins statt. Um diese so gering wie möglich zu halten werden die Spins zunächst mit dem Gradienten 34 leicht dephasiert, so dass sie in der Mitte des Gradienten 35 wieder rephasieren. Der Gradient in y-Richtung 37 ist ein Phasencodiergradient. Seine Stärke bzw. Dauer wird in einer vorbestimmten Anzahl aufeinanderfolgender Sequenzen verändert, um eine Phasencodierung in y-Richtung zu erhalten. Die Gradienten in z-Richtung 38 und 39 sind von gleicher Größe und Dauer. Sie sind ebenfalls Spoiler-Gradienten, um eine verbleibende Restmagnetisierung des 90°-HF-Pulses, die nicht durch den 180°-HF-Puls umgeklappt wurde, zu dephasieren. Eine solche verbleibende Magnetisierung wäre ansonsten als FID-Signal in dem Magnetresonanzsignal enthalten, und würde die Bildgebung stören. Die Dephasierung durch den ersten Gradienten 38 wird nach dem 180°-HF-Puls durch den zweiten Gradienten 39 wieder rückgängig gemacht. Die hier beschriebene Sequenz ist eine Sequenz zur Erzeugung eines Projektionsbilds, da keine Schichtselektionsgradienten oder Phasencodiergradienten in z-Richtung angelegt werden. Es kann jedoch ohne weiteres auch eine Phasencodierung in z-Richtung erfolgen, um ein dreidimensionales Bild zu erhalten. Darüber hinaus ist es vorstellbar, das Verfahren mit anderen bildgebenden Sequenzen, wie beispielsweise Turbospinechosequenzen anzuwenden. Ebenfalls können Sequenzen verwendet werden, bei denen die Frequenz der HF-Pulse sowohl mit positiven als auch mit negativen Frequenzoffsets beaufschlagt wird. Wichtig dabei ist nur, dass die Sequenzen und die Pulsfrequenzen derart gewählt werden, dass die Bereiche des Untersuchungsorganismus, in denen sich das Kontrastmittel angereichert hat, selektiv und mit positivem Kontrast dargestellt werden.The following is based on 3 a typical magnetic resonance sequence for imaging with the method described here will be explained. 3 shows five diagrams, wherein the diagram with the designation HF represents the irradiation of RF pulses, the diagrams with the designation G _x , G _y and G _z the sequence of the application of magnetic field gradients in x- respectively y- and z-direction and the graph labeled ADC signal represents the time window in which a magnetic resonance signal is acquired. The x-axis of the diagrams denotes the time, the y-axis denotes the size of the respective variable, whereby both axes are arbitrarily scalable, since this is only a schematic representation. Accordingly, the shapes of the plotted curves are to be understood only as representative schematic representations of the actual waveforms. The sequence shown here is a sequence, for example, in the context of the steps 25 and 26 of the procedure is carried out. The sequence begins with the application of magnetic field gradients in the x-direction 33 and in the y direction 36 , These so-called spoiler gradients have the function of dephasing a remaining magnetization of a preceding sequence. It will now be a 90 ° RF pulse 31 which causes a transverse magnetization of the proton ion which precesses around the B ₀ field. As already explained above, this RF pulse is irradiated with a frequency offset, so that only the magnetization of the protons, which are arranged in a region of predetermined field strength of the magnetic field generated by the particles of the contrast agent, is changed. The transverse magnetization now begins to diverge by spin-spin interaction and magnetic field inhomogeneities. In order to generate a spin echo signal, a 180 ° RF pulse is irradiated, which flips the magnetization in the xy plane, whereby the diverging protons now partially converge again and rephasing, and then dephasing again ßend. This process induces the magnetic resonance signal in the receiver coil, it is during the time window 40 added. Before radiating the 180 ° RF pulse 32 become magnetic field gradients 34 . 37 and 38 created in the x, y and z directions. The gradient in the x-direction 34 is a dephasing gradient. While reading the magnetic resonance signal 40 also becomes a gradient in the x-direction 35 applied to achieve a Fourier encoding in the x direction. This gradient also causes a dephasing of the spins. To keep them as low as possible, the spins become first with the gradient 34 slightly dephased, leaving them in the middle of the gradient 35 rephasing again. The gradient in the y direction 37 is a phase encoding gradient. Its strength is changed in a predetermined number of consecutive sequences to obtain y-direction phase coding. The gradients in the z direction 38 and 39 are of equal size and duration. They are also spoiler gradients to dephase a remaining residual magnetization of the 90 ° RF pulse that has not been flipped by the 180 ° RF pulse. Such residual magnetization would otherwise be included as a FID signal in the magnetic resonance signal, and would interfere with imaging. The dephasing by the first gradient 38 becomes after the 180 ° RF pulse through the second gradient 39 Undone. This one described sequence is a sequence for generating a projection image, since no Schichtselektionsgradienten or Phasencodiergradienten be applied in the z-direction. However, phase encoding in the z-direction may be readily accomplished to obtain a three-dimensional image. In addition, it is conceivable to use the method with other imaging sequences, such as turbo spin echo sequences. Also sequences can be used in which the frequency of the RF pulses is applied to both positive and negative frequency offsets. It is only important that the sequences and the pulse frequencies are chosen such that the areas of the investigation organism in which the contrast agent has accumulated are selectively and positively contrasted.

4 zeigt Magnetresonanzbilder in Projektion, die mit einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens aufgenommen wurden. Es sind drei in-vivo-Projektionsbilder des Knochenmarks eines Kaninchens in verschiedenen Positionen dargestellt. Als Kontrastmittel wurden superparamagnetische Eisenoxid-Partikel verwendet. Die Bilder wurden mit 100 μmol Eisen pro kg Körpergewicht aufgenommen. Jedoch konnten ähnliche Bilder auch mit einer Konzentration von 10 μmol/kg aufgenommen werden. Für humanmedizinische Anwendungen könnte eine geeignete Konzentration bei beispielsweise bei 25 bis 50 μmol/kg liegen. Auf den Bildern ist das Knochenmark des Kaninchens deutlich erkennbar, wohingegen umliegendes Gewebe nicht dargestellt wird. Das Knochenmark wird hier also selektiv und mit positivem Kontrast dargestellt. Es ist ein sehr guter Kontrast zwischen dem Knochenmark und dem restlichen Gewebe des Kaninchens vorhanden. Eine solche Darstellung ermöglicht eine genauere Diagnose von Schäden des Knochenmarks. Beispielsweise können Verletzungen des Knochenmarks oder Metastasen im Knochenmark kenntlich gemacht werden. Entzündungen des Knochenmarks sollten sich auf diese Weise ebenfalls feststellen lassen, da eine Entzündung üblicherweise mit einer Erhöhung der Makrophagenanzahl einhergeht, und da Makrophagen die Zellen sind, die vornehmlich das Kontrastmittel anreichern. Somit sollte eine Entzündung des Knochenmarks an einer Erhöhung des Magnetresonanzsignals erkennbar sein. Auch kann auf diese Weise eine Schädigung der Knochenstruktur erkennbar gemacht werden. Solch eine Schädigung geht ebenfalls mit einer vermehrten Ansammlung von Makrophagen einher, die sodann mit der hier beschriebenen Methode selektiv und mit gutem Kontrast sichtbar gemacht werden können. Ebenfalls kann das Verfahren bei einer Knochenmarktransplantation hilfreich sein. Das Verfahren ist sowohl für eine Diagnose vor der Knochenmarkentnahme von dem Spender geeignet, als auch für eine Überwachung der Regeneration des Knochenmarks beim Empfänger des Transplantats. Darüber hinaus kann die vorlie gende Erfindung zur Detektion von bestrahlungsbedingten funktionellen Veränderungen des Endothels oder der Makrophagenaktivität verwendet werden. 4 shows in projection magnetic resonance images, which were taken with an embodiment of the method according to the invention. Three in vivo projection images of the bone marrow of a rabbit are shown in different positions. As contrast agent superparamagnetic iron oxide particles were used. Images were taken with 100 μmol iron per kg body weight. However, similar images could also be taken at a concentration of 10 μmol / kg. For human medical applications, a suitable concentration could be, for example, 25 to 50 μmol / kg. In the pictures, the bone marrow of the rabbit is clearly recognizable, whereas the surrounding tissue is not displayed. The bone marrow is thus displayed selectively and with positive contrast. There is a very good contrast between the bone marrow and the remaining tissue of the rabbit. Such a representation allows a more accurate diagnosis of bone marrow damage. For example, bone marrow injuries or metastases in the bone marrow can be identified. Inflammation of the bone marrow should also be detectable in this way, since inflammation is usually associated with an increase in the number of macrophages, and since macrophages are the cells that primarily accumulate the contrast agent. Thus, inflammation of the bone marrow should be detectable by an increase in the magnetic resonance signal. Also, damage to the bone structure can be made recognizable in this way. Such damage is also associated with an increased accumulation of macrophages, which can then be visualized selectively and with good contrast by the method described herein. Also, the procedure may be helpful in bone marrow transplantation. The method is suitable for both a diagnosis prior to bone marrow collection from the donor and for monitoring the regeneration of the bone marrow at the recipient of the graft. In addition, the present invention can be used for the detection of radiation-induced functional changes of the endothelium or macrophage activity.

Neben der Anreicherung im Knochenmark kann es auch zu einer Anreicherung des Kontrastmittels in anderen Organen des Untersuchungsorganismus kommen. Mit entsprechenden Kontrastmitteln kann z. B. durch Modifikation der Oberfläche eine solche Anreicherung gezielt gefördert werden. Somit ist ebenfalls vorstellbar, dass mit dem hier beschriebenen Verfahren andere Organe eines Untersuchungsorganismus selektiv und mit positivem Kontrast dargestellt werden. Aufgrund der unterschiedlichen Gewebeeigenschaften kann es jedoch dazu kommen, dass sich trotz Anreicherung des Kontrastmittels ein Organ nicht darstellen lässt. So ist es beispielsweise bekannt, dass sich superparamagnetische Eisenoxidpartikel auch in der Leber anreichern, ohne dort jedoch entsprechende Magnetresonanzsignale zu erzeugen. Gründe hierfür können beispielsweise die Verteilung der Kontrastmittelpartikel, oder die spezifischen Zerfallszeiten einer angeregten Magnetisierung sein. Eine solche Anreicherung, die keine bildgebenden Signale verursacht, beeinträchtigt jedoch die technische Durchführbarkeit des hier beschriebenen Verfahrens nicht. Für die Durchführung des Verfahrens ist es nicht wichtig, in welchen anderen Körperbereichen des Untersuchungsorganismus sich Partikel des Kontrastmittels anreichern, solange diese mit den verwendeten HF-Pulsen keine Magnetresonanzsignale erzeugen, und solange eine Anreicherung des Kontrastmittels im Knochenmark stattfindet, die groß genug ist, um Magnetresonanzsignale mit gutem Kontrast zu erzeugen.Next Enrichment in the bone marrow can also lead to an accumulation of the contrast agent in other organs of the investigation organism come. With appropriate contrast agents z. B. by modification the surface promoted such enrichment targeted become. Thus, it is also conceivable that with the here described Process other organs of a research organism selectively and be presented with positive contrast. Due to the different However, tissue properties can cause it to come off despite Enrichment of the contrast medium does not make an organ. For example, it is known that superparamagnetic Iron oxide particles also accumulate in the liver, but there without to generate corresponding magnetic resonance signals. reasons For this example, the distribution of Contrast agent particles, or the specific disintegration times of a be excited magnetization. Such an enrichment that no but does affect the imaging signals technical feasibility of the method described here Not. For the implementation of the method is It does not matter in which other body areas of the body Investigation organism accumulate particles of contrast agent, as long as these with the used RF pulses no magnetic resonance signals generate, and as long as an accumulation of contrast medium in the bone marrow which is large enough to receive magnetic resonance signals to create a good contrast.

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Zitierte Nicht-PatentliteraturCited non-patent literature

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Claims

Method for recording magnetic resonance signals, characterized by the following steps: - introduction of a contrast agent into an examination organism ( 4 ), the bone ( 5 ), wherein the contrast agent comprises particles that are in the bone ( 5 ) of the investigation organism ( 4 ), and wherein the particles change an externally applied magnetic field, - irradiation of RF pulses ( 31 . 32 ), wherein the RF pulses ( 31 . 32 ) have a frequency that matches the magnetic resonance frequency of protons in a predetermined range of the externally applied magnetic field changed by the particles, - picking up by the RF pulses ( 31 . 32 ) induced magnetic resonance signals.

Method according to claim 1, characterized in that that the contrast agent comprises superparamagnetic particles.

Method according to claim 1 or 2, characterized that the contrast agent comprises paramagnetic particles.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the particles of the contrast agent iron oxide exhibit.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the contrast agent is designed such that it is in the bone marrow ( 6 ) enriches.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the particles have magnetic moments and are formed such that an outer applied magnetic field aligns the magnetic moments of the particles, wherein a magnetic field is generated which superimposes the applied magnetic field in such a way that that it is reinforced at least in some areas or is weakened.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the region in which protons are excited is determined by means of the frequency difference of the irradiated RF pulses ( 31 . 32 ) to the resonance frequency of protons in free water in the unchanged B ₀ field and the bandwidth of the RF pulses.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the irradiated RF pulses ( 31 . 32 ) have such a frequency that by means of the RF pulses ( 31 . 32 ) Are excited, which are in a range of predetermined field strength of the magnetic field generated by the particles.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the irradiated RF pulses ( 31 . 32 ) have a frequency 600-5000 Hz / T higher or lower than the resonance frequency of protons in free water.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the contrast agent is intravenous is administered.

Method according to one of claims 1-8, characterized characterized in that the contrast agent is injected by injection or orally is administered.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the frequency of the RF pulses ( 31 . 32 ) is optimized in such a way that the magnetic resonance signals of regions of the examination organism ( 4 ), in which the contrast agent has accumulated, are higher than the magnetic resonance signals from the remaining areas of the examination organism ( 4 ).

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the magnetic resonance signals are recorded during an imaging measurement, wherein due to the in the bone ( 5 ) enriched contrast agent a contrast between the bones ( 5 ) and the rest of the body of the research organism ( 4 ) arises.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the magnetic resonance signals are recorded during an imaging measurement in which sequences of magnetic field gradients ( 33 - 39 ) and RF pulses ( 31 . 32 ) are applied or irradiated.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the magnetic resonance signals during a spin echo sequence are recorded.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that from the recorded magnetic resonance signals images are generated by means of 2D or 3D Fourier coding.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the examination organism ( 4 ) is an investigator.

Method according to one of the preceding claims and claim 14, characterized in that the RF pulses ( 31 . 32 ) and the sequences are optimized so that a contrast between bone marrow ( 6 ) and tumors in the bone marrow is produced.

Method according to one of the preceding claims and claim 14, characterized in that the RF pulses ( 31 . 32 ) and the sequences are optimized such that on the basis of the magnetic resonance images damage to the bone marrow ( 6 ) become recognizable.

Method according to one of the preceding claims and claim 14, characterized in that the RF pulses ( 31 . 32 ) and the sequences are optimized in such a way that, based on the magnetic resonance images, inflammation of the bone marrow ( 6 ) becomes recognizable.

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the contrast agent is designed such that it is in an organ other than the bone marrow ( 6 ), wherein the magnetic resonance signals are recorded during an imaging measurement, and wherein the frequency of the RF pulses ( 31 . 32 ) is adjusted such that a contrast arises between the organ in which the contrast agent has accumulated and the rest of the body of the investigation organism ( 4 ).

Magnetic resonance system, comprising: - an HF pulse generator ( 8th ) for generating RF pulses ( 31 . 32 ), - a recording unit ( 9 ) for recording by the RF pulses ( 31 . 32 ) induced magnetic resonance signals, further characterized by a control unit ( 7 ) configured to reduce the frequency and radiation of RF pulses ( 31 . 32 ), as well as the application of magnetic field gradients ( 33 - 39 ) controls so that the magnetic resonance system ( 1 ) Receives magnetic resonance signals according to a method according to one of claims 1-21.