EP3311183A1 - Dynamische fourier-raum-magnetresonanz - Google Patents

Dynamische fourier-raum-magnetresonanz

Info

Publication number
EP3311183A1
EP3311183A1 EP16728941.2A EP16728941A EP3311183A1 EP 3311183 A1 EP3311183 A1 EP 3311183A1 EP 16728941 A EP16728941 A EP 16728941A EP 3311183 A1 EP3311183 A1 EP 3311183A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
space
signals
reciprocal
time
acceleration
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP16728941.2A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Jakob Peter
Herold VOLKER
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Julius Maximilians Universitaet Wuerzburg
Original Assignee
Julius Maximilians Universitaet Wuerzburg
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Julius Maximilians Universitaet Wuerzburg filed Critical Julius Maximilians Universitaet Wuerzburg
Publication of EP3311183A1 publication Critical patent/EP3311183A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N24/00—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects
    • G01N24/08—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects by using nuclear magnetic resonance
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging

Definitions

  • the present invention is in the field of magnetic resonance detection.
  • it relates to a method for detecting the movement of microscopic particles, structures or organisms in a transparent or non-transparent sample volume, as well as an associated control device and a computer program product.
  • the MR apparatus 10 includes a main magnet 12 that generates a strong magnetic field in a direction commonly referred to as a z-direction.
  • the main magnet 12 may be generated, for example, by superconducting coils or strong permanent magnets.
  • shim For correction of static magnetic field inhomogeneities in addition locally controllable so-called "shim" 14 are installed.
  • the magnetic field generated by associated gradient coils, which in Fig. 1 is generally designated by the reference numeral 16.
  • the MR device 10 also comprises at least one RF coil 18 which is intended to generate and detect high-frequency electromagnetic alternating fields at the location of the sample (not shown).
  • Coil 18 to generate so-called excitation pulses, which serve to "fold" with the main magnetic field direction (z-direction) aligned nuclear spin - clearly speaking - in the xy plane. This happens when resonance conditions prevail, ie when the frequency of the alternating field of the excitation pulse corresponds to the Larmor frequency of the nuclear spins to be examined of the sample in the locally applied magnetic field.
  • the RF coil 18 acts as an antenna for RF signals.
  • the RF coil 18 (or another RF coil) acts as an antenna for RF signals.
  • the RF coil 18 (or another RF coil) acts as an antenna for RF signals.
  • the shim coils 14, the gradient coils 16 and the RF coil 18 are connected to a control device 20, which controls the shim coils and gradient coils and which forms a transmission and reception electronics for the RF coil 18 or drives.
  • the generation of an MR image from an MR measurement is mostly based on so-called MR Fourier imaging.
  • the initially location-independent signal is spatially coded with the aid of magnetic field gradients.
  • this coding is analogous to the generation of a diffraction image from a location-dependent spin density distribution, which represents the actual image.
  • the MR measurement signal S (k) corresponds to the Fourier transform of the spin density distribution p (r) as a function of the vector k which is reciprocal to the spatial domain:
  • vectors such as the location vector r and the vector k reciprocal to the location space are designated by bold type.
  • the measurement signal S (k) In order to take a complete image, the measurement signal S (k) must be scanned over the space reciprocal to the location space, the so-called "A-space.”
  • the "A-space” or space reciprocal space is also referred to in the present disclosure as "
  • the points in A ⁇ space are also referred to as "spatial frequencies” and correspond to a linear modulation of the signal phase in place and are generated by the application of suitable time-dependent magnetic field gradients G (t).
  • the relationship between a vector in A-space and the magnetic field gradient is as follows: where t represents the time during which the magnetic field gradient is on, and ⁇ represents the gyromagnetic ratio.
  • FIG. 2 shows the operation of the MR device 10 of FIG. 1 schematically in a time diagram. More specifically, Fig. 2 shows a high-frequency excitation pulse superimposed with a magnetic field gradient in the z-direction G z , the resonance conditions in a layer which - - corresponds to a certain z value generated.
  • the magnetic field gradient G z serves to select a layer within the sample volume that is perpendicular to the z-direction.
  • the duration of the excitation pulse and the amplitude of the associated RF field determine the size of the angle by which the magnetization of the nuclear spins is rotated out of the z-direction, the angle also being referred to in the art as "flip-angle" rotating a so-called 90 ° pulse, the magnetization completely in the xy-plane.
  • the excitation pulses with associated flip angles can be used significantly below 90 ° in practice.
  • the time period between the center of the excitation pulse and the center of the RF signal echo to be measured is called the echo time (T e ), and the measurement sequence shown in Figure 2 is referred to in the art as a "gradient echo sequence" ,
  • the A space is scanned line by line.
  • the excitation pulse can be applied while a layer is selected by means of the magnetic field gradient G z .
  • the echo is received, during which time the magnetic field gradient G x is applied, which for this reason is also referred to as a "read-out gradient.”
  • the y gradient is briefly switched on and off again after the excitation pulse Therefore, the magnetic field gradient G y is also referred to as a "phase-encoding gradient".
  • FIG. 3 schematically shows the further procedure in a conventional MR imaging method: First, the measurement signal is scanned line by line over the entire reciprocal space ( ⁇ -space), as shown schematically in the left-hand section of FIG. From the signal thus obtained in the reciprocal space, the image is generated in the spatial space by Fourier transformation, which is shown schematically in the right half of FIG. 3, and which can be analyzed further in a suitable manner.
  • MR imaging has a variety of advantages and useful applications, of which medical imaging is the most popular and widely used. However, MR imaging also has important non-medical applications, particularly because of its "fluoroscopic nature.” For example, MR imaging allows for the detection of particles, structures, or animals in a fluid or other medium that is optically nontransparent in matter or tissue surrounded, as is the case in many in vivo applications. -
  • the present invention has for its object to provide a method for detecting the movement of milaOskopischen particles, structures or living things in a transparent or non-transparent sample volume, which is suitable both for detecting the movement of even the smallest particles, structures or living things and simultaneously allows a high time resolution.
  • This object is achieved by a method according to claim 1, a control device for controlling an MR device according to claim 12 and a computer program product according to claim 14.
  • Advantageous developments are specified in the dependent claims.
  • the method according to the invention comprises the following steps: introduction of a sample volume into an MR device,
  • time derivative of acceleration is hereby not limited to the first time derivative of the acceleration, but higher time derivatives of the acceleration can also be considered,
  • a temporal sequence of MR signals is thus generated
  • the same vector ie, in extreme cases, corresponds to a single point in A-space
  • a specific area in the reciprocal spatial space can be taken into account, but - notwithstanding the usual MR imaging - not the entire commonly considered A-space, but at most a very
  • the method provides statistical evaluation of the said time sequence of the MR signals, in order to derive therefrom information relating to the movement or properties of the sample which influence the movement.
  • the statistical evaluation comprises the determination of a correlation function or a plurality of correlation functions of the MR signals in the temporal sequence.
  • the correlation functions contain essential information regarding the movement of the particles, which in this way can be obtained in a simple and highly precise manner. It is also possible to deduce properties of the sample which influence the movement from such correlation functions.
  • deriving information comprises fitting the one or more correlation functions to one or more model functions including at least one parameter characterizing or influencing the motion.
  • the model functions represent certain assumptions about the movement of the microscopic particles, structures or living beings. By fitting the measured correlation function with an associated model function, it can be qualitatively determined whether the physical assumptions underlying the model function are true, and at the same time, the fit parameters contained in the model functions that characterize or influence the motion can be quantified ,
  • the at least one parameter characterizing the movement comprises one or more of the following parameters: a constant drift velocity of a Brownian motion, a constant velocity, a velocity distribution, a constant acceleration, an acceleration distribution or a constant time derivative of the acceleration or its distribution ,
  • the at least one parameter influencing the movement comprises one or more of the following parameters: the size of the microscopic particles, structures or living beings,
  • the correlation function is a time correlation function of an MR signal S (k, t).
  • S (k, t) is the associated MR signal at time t and S * (k, t) is the complex conjugate signal
  • N is the number of particles
  • correlation function F (k, At) is also referred to in the art as "inter- mediate scattering function "or" intermediate scattering function "designated.
  • a correlation function based on differences of MR signals as a function of the time interval between the signals can be considered.
  • a correlation function D (k, At) is considered, which is defined as follows:
  • D (k, At) i ( ⁇ S (k, t + At) - S k, t) ⁇ 2 ), where k is a vector in space reciprocal to the location, or at one of a velocity, an acceleration, or a time derivative the acceleration is reciprocal space,
  • N is the number of particles
  • the correlation function D (k, At) is also referred to in the field as a "structure function".
  • the statistical evaluation comprises the determination of a dynamic structure factor.
  • the method of the invention has some conceptual similarity to an optical method known as "differential dynamic microscopy" and in Cerbino R, Trappe V: Differential dynamic microscopy: probing wave vector dependent dynamics with a microscope. 2008 Rev. Phys Physics Physiology Physics Physics Physics Physics Physics Physics Physics Physics Physics Physics Physics Physiology Physics Physiology Physics Physiology Rev.1: 2008 Phys Rev Lett 100, 188102. Unlike in optics, it is possible in MR imaging to target individual A: space points with MR sequences as shown in Fig. 2. This direct driving and recording of individual A-space points is only possible with a method whose data acquisition - unlike the differential dynamic microscopy - takes place in Fourier space Thus, data of the invention can be selectively acquired in A-space without generating additional redundant information.
  • optical methods consist in the "screening" character of the MR imaging, which allows, for example, measurements on a fluid within an optically non-transparent material or fabric wrap, such as in vz 'vo applications, but also in gels, pastes or behind covers, For example, in a process monitoring.
  • MR measurements do not rely on optical contrast between the ambient fluid and particles. Instead, all substances are conceivable as so-called “tracers" which produce a contrast within the MR imaging, for example paramagnetic
  • Substances substances with different nuclear spin densities, different relaxation behavior or different susceptibilities.
  • MR signals are generated which correspond to a vector k v in the reciprocal velocity space by applying a suitable magnetic field gradient G (T).
  • MR signals can be generated and detected by suitable magnetic field gradients correspond to a vector in a space which is reciprocal for acceleration or a time derivative of the acceleration, whereby a targeted and very precise analysis of the dynamics of the microscopic particles, structures or living beings is possible.
  • the time interval of successive MR signals in the said chronological sequence is less than 0.1 ms, preferably less than 0.01 ms.
  • control device is configured to control an MR device for carrying out a method according to one of the embodiments described above.
  • control can be implemented in hardware, software, or a mixture thereof.
  • An advantageous embodiment of the invention relates to a computer program product for controlling an MR device, in the execution of which a method according to one of the abovementioned embodiments is carried out.
  • a computer program product can be provided as an additional or supplementary program, for example as a plug-in for the already existing control software of an MR device.
  • the computer program product can also consist of a plurality of programs, for example a program package, which contains one or more programs for actuating the MR device for generating and recording the said temporal Sequence of MR signals and an associated program for deriving information relating to the movement or with respect to the sample properties influencing the movement from said time sequence of said MR signals, wherein the latter program performs a statistical evaluation of the temporal sequence of the MR signals and can be executed on a separate computer, for example.
  • programs serve to generate or analyze the time sequence of MR signals which correspond only to parts, in extreme cases individual points in the respective reciprocal space, and together form a computer within the meaning of the present disclosure program product ".
  • FIG. 1 shows a schematic representation of main components of an MR device
  • FIG. 2 shows a gradient echo sequence in which an excitation pulse, a measurement signal and the magnetic field gradients G x , G y and G z are represented as a function of time
  • FIG. 3 is an illustrative representation of the conventional MR imaging method
  • FIG. 4 is an illustrative one Presentation of the method of the invention
  • 5a is a photograph of a sample formed by sedimenting glass beads in water
  • FIG. 5b shows a conventional MR imaging of the sample of FIG. 5a, FIG.
  • FIG. 6a shows the structure function D (k, At) for a certain point k in ⁇ -space as a function of time for the sample of FIG. 5a
  • FIG. 6b shows the dynamic structure factor Ss (k, v) as a function of the velocity v derived from the same sequence of MR signals as the structure function D (k, At) of FIG. 6a
  • FIG. 6b shows the dynamic structure factor Ss (k, v) as a function of the velocity v derived from the same sequence of MR signals as the structure function D (k, At) of FIG. 6a
  • FIG. 7 shows exemplary magnetic field gradients for encoding points k in the spatial space reciprocal space ("A space"), and for encoding points k v of points in the space reciprocal to the velocity.
  • Fig. 4 illustrates the method of the invention, hereinafter referred to as "dynamic Fourier space MR.” As shown symbolically in the left half of Fig. 4, at each time point t, only a point in the Fourier space scanned or “approached". The selection of this point is made by the appropriate choice of the gradient fields G x , G y and G z , wherein the relationship between the space-reciprocal vector k and the magnetic field gradient G (r) in the above equation (2) is given.
  • each Single measurement can be performed in a very short time, typically within a few milliseconds or faster, so that a sequence of MR signals S (k) is obtained with a correspondingly high time resolution.
  • the resulting sequence of MR signals S (k) is then statistically evaluated to derive information regarding the movement of the microscopic particles, structures, or animals within the sample, such as a drift velocity, a constant velocity, and the like. speed or a speed distribution.
  • information regarding properties of the sample which influence the movement of the particles, structures or living beings for example the size or diameter of the microscopic particles, structures or living beings or the viscosity, further viscoelastic properties and / or the temperature a medium containing the microscopic particles, structures or living beings. All these variables are reflected in the time sequence of the MR signals in A space and can be determined qualitatively and in many cases also quantitatively by means of suitable statistical analyzes.
  • the statistical evaluation of the sequence of said MR signals comprises the determination of a correlation function or a plurality of correlation functions of the MR signals in the time sequence, as will be described in more detail below.
  • a possible starting point for the statistical evaluation is, for example, the van Hove correlation function:
  • k is a vector in the reciprocal space of space, but in other embodiments may also be a vector in a space which is reciprocal to a velocity, an acceleration or a time derivative of the acceleration,
  • S (k, t) is the associated MR signal at time t and S * (k, t) is the complex conjugate signal
  • the Fourier space MR directly accesses the Fourier transform of the space signal S (k, t), so that the phase information is completely preserved.
  • the so-called structural function which is also described in FIG German-language literature is often referred to by the English term "structure function", which is defined as the ensemble average of differences of signals as a function of their time intervals:
  • the index "S" in the dynamic structure factor is used to distinguish from the MR signal S (k).
  • the intermediate scattering function F (k, At) and the structure function D (k, At) are examples of the above-mentioned correlation functions
  • the dynamic structure factor is to be understood as the spectral power density of the k-space signal, in order to derive from these correlation functions or the structure factor information relating to the motion or to sample properties which are the result of the temporal sequence of the MR signals
  • these functions are fitted with model functions that contain at least one parameter characterizing or influencing the motion. These model functions are based on a certain assumption about the present particle dynamics be fit, can be fixed whether the physical assumptions underlying the model function are qualitatively correct.
  • the parameters contained in the model function can be determined quantitatively.
  • the table below summarizes three suspected scenarios for the movement of the microscopic particles, structures, or living things, namely a Brownian motion, a constant velocity VQ, and a velocity distribution P (v).
  • a model function for the intermediate scattering function, the structure function or the dynamic structure factor can be determined, which are specified in the table in the columns:
  • the Brownian motion model functions given in the first column of the table contain the parameter F (k), which corresponds to the product of the diffusion coefficient Do and the square of the vector k.
  • the diffusion coefficient D 0 is in the range of validity of the Stokes-Einstein equation proportional to the temperature and vice versa proportional to the viscosity and the particle radius r. If the respective model function is fitted to the respective measured correlation function, the diffusion coefficient Do can be determined quantitatively, and from this the viscosity can be determined, for example, given known viscosity and known temperature of the particle radius, or at known temperature and known particle radius. Viscosity, temperature and particle radius are exemplary quantities that influence the movement of the microscopic particles, structures or living beings.
  • the model functions of the three correlation functions can be set as shown in the right-hand column, and by fitting to the corresponding correlation functions, a velocity distribution consistent with the measurement can be determined.
  • FIG. 5a shows a photograph of a sample which is glass beads having a diameter of 0.1 mm in water. We are looking for the sedimentation velocity of the glass beads, d. H. the drift velocity of the glass beads in water due to gravity.
  • FIG. 5 b shows a photograph of the sample which was obtained in the context of a conventional MR imaging, as described in connection with FIG. 3, but which shows only a "smeared" image Is simply too small to detect the particles with their diameter of only 0.1 mm
  • Fig. 6a shows the structural function D (k, At) measured by the method of the invention. As a function of time Etc in seconds, an oscillatory progression is observed which is characteristic for a movement with a constant velocity, as can be seen from the above table in the second row and second column.
  • the location coordinate can then be developed in a Taylor series according to the time:
  • x (t) x 0 + xt + -xt 2 + ...
  • Equation (14) thus defines a rule for how the reciprocal velocity space can be coded by suitable choice of the magnetic field gradients G (x).
  • FIG. 7 again shows suitable time-dependent magnetic field gradients, only for the x-component.
  • the upper figure of FIG. 7 shows a suitable magnetic field gradient G (T) for the spatial coding whose time integral does not disappear and therefore also leads to a non-vanishing value for k x .
  • the figure below shows a gradient whose time integral vanishes, such that k x ⁇ 0.
  • the integral over G x (x) ⁇ ⁇ is different from zero and thus leads to a non-vanishing value for the vector reciprocal to the velocity k v .
  • correlation functions can also be developed for the velocity space or the space reciprocal to the velocity and compared with the statistics of the measurement signals in the space reciprocal to the velocity.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

Die Erfindung umfasst ein Verfahren zur Detektion der Bewegung von mikroskopischen Partikeln, Strukturen oder Lebewesen in einem transparenten oder nicht-transparenten Probenvolumen, mit den folgenden Schritten: - Einbringen des Probenvolumens in eine MR-Einrichtung, - Erzeugen und Erfassen einer zeitlichen Abfolge von MR-Signalen, die jeweils einem selben Vektor oder Bereich im reziproken Ortsraum entsprechen, und/oder Erzeugen und Erfassen einer zeitlichen Abfolge von MR-Signalen, die jeweils einem selben Vektor oder Bereich in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum entsprechen, und Ableiten von Information bezüglich der Bewegung oder bezüglich von die Bewegung beeinflussenden Probeneigenschaften mit Hilfe einer statistischen Auswertung der genannten zeitlichen Abfolge der genannten MR- Signale.

Description

Dynamische Fourier-Raum-Magnetresonanz
GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung liegt auf dem Gebiet der Magnetresonanzdetektion. Insbesondere betrifft sie ein Verfahren zur Detektion der Bewegung von mikroskopischen Partikeln, Strukturen oder Lebewesen in einem transparenten oder nicht-transparenten Probenvolumen, sowie eine zugehörige Steuerungseinrichtung und ein Computerprogrammprodukt.
HINTERGRUND UND VERWANDTER STAND DER TECHNIK
Fig. 1 zeigt zum Zwecke der Erläuterung und Begriffsklärung eine schematische Darstellung der Hauptbestandteile einer MR-Bildgebungsvorrichtung 10. Die MR-Einrichtung 10 umfasst einen Hauptmagneten 12, der ein starkes Magnetfeld in einer Richtung erzeugt, die üblicherweise als z-Richtung bezeichnet wird. Der Hauptmagnet 12 kann beispielsweise durch supraleitende Spulen oder starke Permanentmagneten erzeugt werden. Zur Korrektur von statischen Magnetfeldinhomogenitäten sind zusätzlich lokal ansteuerbare sogenannte„Shimspulen" 14 verbaut. Die räumliche Kodierung des MR-Signals erfolgt über lineare Magnetfeldgradienten Gu wobei i = x, y oder z. Die Magnetfeldgradienten werden durch zugehörige Gradientenspulen erzeugt, die in Fig. 1 allgemein mit Bezugszeichen 16 bezeichnet sind. Schließlich umfasst die MR-Einrichtung 10 noch mindestens eine HF-Spule 18, die dazu bestimmt ist, hochfrequente elektromagnetische Wechselfelder am Ort der Probe (nicht gezeigt) zu erzeugen und zu delektieren. Insbesondere dient die HF-Spule 18 dazu, sogenannte Anregungspulse zu erzeugen, die dazu dienen, den mit der Hauptmagnetfeldrichtung (z-Richtung) ausgerichteten Kernspin - anschaulich gesprochen - in die x-y-Ebene zu„klappen". Dies geschieht dann, wenn Resonanzbedingungen herrschen, d. h. wenn die Frequenz des Wechselfeldes des Anregungspulses der Larmorfrequenz des zu untersuchenden Kernspins der Probe in dem lokal anliegenden Magnetfeld entspricht.
Ferner kann mit der HF-Spule 18 ein Messsignal empfangen werden, d. h. die HF-Spule 18 (oder eine weitere HF-Spule) wirkt als eine Antenne für HF-Signale. Obwohl in Fig. 1 der Einfachheit halber nur eine HF-Spule 18 gezeigt ist, können abweichend hiervon auch mehrere Sendespulen und eine Vielzahl von Empfangsspulen vorgesehen sein. Die Shimspulen 14, die Gradientspulen 16 und die HF-Spule 18 sind mit einer Steuerungseinrichtung 20 verbunden, die die Shimspulen und Gradientenspulen ansteuert und die eine Sende- und Empfangselektronik für die HF-Spule 18 bildet bzw. ansteuert.
In modernen MR-Bildgebungseinrichtungen basiert die Erzeugung eines MR-Bildes aus einer MR-Messung zumeist auf der sogenannten MR-Fourier-Bildgebung. Dabei wird während der Signalaufnahme das zunächst ortsunabhängige Signal mit Hilfe von Magnetfeldgradienten ortskodiert. Mathematisch betrachtet ist diese Kodierung analog zu der Erzeugung eines Beu- gungsbildes aus einer ortsabhängigen Spindichteverteilung, die das eigentliche Bild repräsentiert. Das MR-Messsignal S(k) entspricht dabei der Fourier-Transformierten der Spindichteverteilung p(r) als Funktion des zum Ortsraum reziproken Vektors k:
S(k) = J drp(r)ei2^r'k). (1)
In der vorliegenden Offenbarung werden Vektoren, wie beispielsweise der Ortsvektor r und der zum Ortsraum reziproke Vektor k durch Fettdruck gekennzeichnet.
Um ein vollständiges Bild aufzunehmen, muss das Messsignal S(k) über den zum Ortsraum reziproken Raum, den sogenannten„A-Raum" abgetastet werden. Der„A-Raum" bzw. zum Ort reziproke Raum wird in der vorliegenden Offenbarung auch als„reziproker Ortsraum" bezeichnet. Die Punkte im A~Raum werden auch als„Ortsraumfrequenzen" bezeichnet und entsprechen einer linearen Modulation der Signalphase im Ort und werden durch das Anlegen geeigneter zeitabhängiger Magnetfeldgradienten G(t) erzeugt. Der Zusammenhang zwischen einem Vektor im A-Raum und dem Magnetfeldgradienten ergibt sich wie folgt: wobei t die Zeit repräsentiert, während der der Magnetfeldgradient eingeschaltet ist, und γ das gyromagnetische Verhältnis repräsentiert.
Fig. 2 zeigt den Betrieb der MR-Einrichtung 10 von Fig. 1 schematisch in einem Zeitdia- gramm. Genauer zeigt Fig. 2 einen Hochfrequenzanregungspuls, der mit einem Magnetfeldgradienten in z-Richtung Gz überlagert wird, der Resonanzbedingungen in einer Schicht, die - - einem bestimmten z-Wert entspricht, erzeugt. Insofern dient der Magnetfeldgradient Gz der Selektion einer Schicht innerhalb des Probenvolumens, die senkrecht zur z-Richtung liegt. Die Dauer des Anregungspulses und die Amplitude des zugehörigen HF-Feldes bestimmen die Größe des Winkels, um den die Magnetisierung der Kernspins aus der z-Richtung heraus- gedreht wird, wobei der Winkel im Fachgebiet auch als„Flip-Winkel" bezeichnet wird. Beispielsweise dreht ein sogenannter 90°-Puls die Magnetisierung vollständig in die x-y-Ebene. In der Praxis können jedoch auch Anregungspulse mit zugehörigen Flip-Winkeln von deutlich unter 90° verwendet werden. Die Magnetfeldgradientenfelder Gx und Gy dienen der Ortskodierung in x- bzw. y-Richtung. Die Zeitdauer zwischen der Mitte des Anregungspulses und der Mitte des zu messenden HF- Signal-Echos bezeichnet man als Echozeit (Te), und die in Fig. 2 gezeigte Messsequenz wird im Fachgebiet als„Gradientenecho-Sequenz" bezeichnet.
In der üblichen MR-Bildgebung wird der Ä-Raum Zeile für Zeile abgetastet. Dazu kann der Anregungspuls angewandt werden, während eine Schicht mittels des Magnetfeldgradienten Gz ausgewählt wird. Nach der Zeit Te wird das Echo empfangen und währenddessen der Magnetfeldgradient Gx angelegt, der aus diesem Grund auch als„Read-out-Gradient" bezeichnet wird. Der y-Gradient wird nach dem Anregungspuls kurz an- und wieder ausgeschaltet, was zu einer Änderung der Phase des Signals führt. Daher wird der Magnetfeldgradient Gy auch als„Phasenkodier-Gradient" bezeichnet.
Fig. 3 zeigt das weitere Vorgehen in einem üblichen MR-Bildgebungsverfahren schematisch: Zunächst wird das Messsignal über den gesamten reziproken Raum (Ä-Raum) zeilenweise abgetastet, wie im linken Abschnitt von Fig. 3 schematisch dargestellt ist. Aus dem so gewonnenen Signal im reziproken Raum wird durch Fourier-Transformation das Bild im Orts- räum erzeugt, das schematisch in der rechten Hälfte von Fig. 3 dargestellt ist, und das auf geeignete Weise weiter analysiert werden kann.
Die MR-Bildgebung hat eine Vielzahl von Vorteilen und nützlicher Anwendungen, von denen die medizinische Bildgebung die bekannteste und am weitesten verbreitete ist. Die MR- Bildgebung hat jedoch auch wichtige Anwendungen außerhalb der Medizin, insbesondere aufgrund ihres„Durchleuchtungscharakters". Beispielsweise gestattet die MR-Bildgebung die Erfassung von Partikeln, Strukturen oder Lebewesen in einem Fluid oder anderen Medium, das von einer optisch intransparenten Materie- oder Gewebehülle umgeben ist, wie dies in vielen in vivo Anwendungen der Fall ist. -
Allerdings stellt sich heraus, dass die herkömmliche MR-Bildgebung an ihre Grenzen stößt, wenn die Bewegung speziell von mikroskopischen Partikeln, Strukturen oder Lebewesen zu detektieren ist, weil die herkömmliche MR-Bildgebung nur eine begrenzte zeitliche und räumliche Auflösung gestattet.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Detektion der Be- wegung von milaOskopischen Partikeln, Strukturen oder Lebewesen in einem transparenten oder nicht-transparenten Probenvolumen anzugeben, das sowohl zur Detektion der Bewegung auch kleinster Partikel, Strukturen oder Lebewesen geeignet ist und gleichzeitig eine hohe Zeitauflösung gestattet. Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren nach Anspruch 1 , eine Steuerungseinrichtung zur Steuerung einer MR-Einrichtung nach Anspruch 12 sowie ein Compu- terprogrammprodukt nach Anspruch 14 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
Das erfmdungsgemäße Verfahren umfasst die folgenden Schritte: - Einbringen eines Probenvolumens in eine MR-Einrichtung,
Erzeugen und Erfassen einer zeitlichen Abfolge von MR-Signalen, die jeweils einem selben Vektor oder Bereich im reziproken Ortsraum entsprechen, und/oder
Erzeugen und Erfassen einer zeitlichen Abfolge von MR-Signalen, die jeweils einem selben Vektor oder Bereich in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum entsprechen, und
Ableiten von Information bezüglich der Bewegung oder bezüglich von die Bewegung beeinflussenden Probeneigenschaften mit Hilfe einer statistischen Auswertung der genannten zeitlichen Abfolge der genannten MR-Signale. Die Angabe, dass ein Signal einem bestimmten Punkt im jeweiligen reziproken Raum„entspricht", ist weit zu verstehen und weist darauf hin, dass das Signal einem solchen Punkt zugeordnet werden kann. Der Begriff der„Zeitableitung der Beschleunigung" ist hierbei nicht auf die erste Zeitableitung der Beschleunigung beschränkt, stattdessen können auch höhere Zeitableitungen der Beschleunigung betrachtet werden. Gemäß einer Ausführungsform des Verfahrens der Erfindung wird somit eine zeitliche Abfolge von MR-Signalen erzeugt, die jeweils einem selben Vektor, d. h. im Extremfall einem einzigen Punkt im A-Raum entsprechen. Alternativ kann auch ein bestimmter Bereich im reziproken Ortsraum berücksichtigt werden, aber - abweichend von der üblichen MR- Bildgebung - nicht der gesamte üblicherweise berücksichtigte A-Raum, sondern allenfalls ein sehr geringer Bruchteil desselben. Ferner sieht das Verfahren vor, die genannte zeitliche Abfolge der MR-Signale statistisch auszuwerten, um daraus Information bezüglich der Bewegung oder bezüglich Eigenschaften der Probe abzuleiten, die die Bewegung beeinflussen.
Da in jedem Zeitschritt nur ein einziger Punkt (oder ein vergleichsweise kleiner Bereich) im A-Raum erfasst zu werden braucht, kann eine sehr hohe Zeitauflösung erreicht werden. Ferner zeigt es sich, dass die Beschränkungen bezüglich der Ortsaufiösung, die in dem oben beschriebenen, üblichen MR-Bildgebungsverfahren vorliegen, beim erfindungsgemäßen Verfahren nicht bestehen, sondern dass im Gegenteil die Detektion der Bewegung auch von sehr kleinen Partikeln, Strukturen oder Lebewesen möglich wird, deren Durchmesser weit unter der Auflösungsgrenze üblicher MR-Bildgebungsverfahren liegen.
In einer vorteilhaften Ausführungsform umfasst die statistische Auswertung die Ermittlung einer Korrelationsfunktion oder mehrerer Korrelationsfunktionen der MR-Signale in der zeitlichen Abfolge. Wie unten anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert wird, enthalten die Korrelationsfunktionen wesentliche Information bezüglich der Bewegung der Teilchen, die auf diese Art einfach und höchst präzise gewonnen werden kann. Ebenso ist es möglich, Eigenschaften der Probe, die die Bewegung beeinflussen, aus derartigen Korrelationsfunl tio- nen abzuleiten. Vorzugsweise umfasst das Ableiten von Information das Fitten der einen oder mehreren Korrelationsfunktionen mit einer oder mehreren Modellfunktionen, die mindestens einen die Bewegung charakterisierenden oder beeinflussenden Parameter enthalten. Die Modellfunktionen repräsentieren dabei bestimmte Annahmen über die Bewegung der mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen. Durch Fitten der gemessenen Korrelationsfunktion mit einer zugehörigen Modellfunktion kann qualitativ festgestellt werden, ob die der Modellfunktion zugrundeliegenden physikalischen Annahmen zutreffen, und gleich- zeitig können durch das Fitten Parameter, die in den Modellfunktionen enthalten sind und die die Bewegung charakterisieren oder beeinflussen, quantitativ bestimmt werden.
In einer vorteilhaften Ausführungsform umfasst der mindestens eine die Bewegung charakterisierende Parameter einen oder mehrere der folgenden Parameter: eine konstante Driftge- schwindigkeit einer Brownschen Bewegung, eine konstante Geschwindigkeit, eine Geschwindigkeitsverteilung, eine konstante Beschleunigung, eine Beschleunigungsverteilung oder eine konstante Zeitableitung der Beschleunigung oder ihre Verteilung.
Vorzugsweise umfasst der mindestens eine die Bewegung beeinflussende Parameter einen oder mehrere der folgenden Parameter: die Größe der mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen,
die Viskosität, weitere viskoelastische Eigenschaften und/oder die Temperatur eines die mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen enthaltenen Mediums.
In einer vorteilhaften Ausführungsform ist die Korrelationsfunktion eine Zeit- Korrelationsfunktion eines MR-Signals S(k, t). Insbesondere kann es sich dabei um eine Zeit- Korrelationsfunktion F(k, At) handeln, die wie folgt definiert ist: F(k, At) = i (S(k, t + At)S* (k, t% wobei k ein Vektor im zum Ort reziproken Raum, oder in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer höheren Zeitableitung der Bewegung reziproken Raum ist,
- S(k, t) das zugehörige MR-Signal zum Zeitpunkt t und S*(k, t) das komplex konjugierte Signal ist,
N die Anzahl der Partikel ist, und
(... ) eine zeitliche oder eine räumliche Mittelung repräsentiert. - -
Man beachte, dass hier der Einfachheit halber nur auf die Anzahl der„Partikel" explizit Bezug genommen wurde, Gleiches aber in der vorliegenden Offenbarung auch für Strukturen oder Lebewesen gilt. Die Korrelationsfunktion F(k, At) wird im Fachgebiet auch als„inter- mediate scattering function" bzw.„intermediäre Streufunktion'' bezeichnet.
Wenn die statische Hintergrundintensität deutlich stärker als der dynamische Anteil ist, kann vorteilhafterweise eine Korrelationsfunktion betrachtet werden, die auf Differenzen von MR- Signalen als Funktion des zeitlichen Abstandes zwischen den Signalen basiert. In einer vorteilhaften Ausführungsform wird eine Korrelationsfunktion D(k, At) betrachtet, die wie folgt definiert ist:
D(k, At) = i (\S(k, t + At) - S k, t) \2), wobei k ein Vektor im zum Ort reziproken Raum, oder in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum ist,
S(k, t) das zugehörige MR-Signal zum Zeitpunkt t ist,
N die Anzahl der Partikel ist, und
(... ) eine zeitliche oder räumliche Mittelung repräsentiert. Die Korrelationsfunktion D(k, At) wird im Fachgebiet auch als„Strukturfunktion" bezeichnet.
In einer vorteilhaften Weiterbildung umfasst die statistische Auswertung das Ermitteln eines dynamischen Strukturfaktors. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die MR-Signale, die einem Vektor k im reziproken Ortsraum entsprechen, durch das Anlegen eines zeitabhängigen Magnetfeldgradienten G(T) erzeugt, wobei der folgende Zusammenhang zwischen dem zum Ortsraum reziproken Vektor k und dem Magnetfeldgradienten G(t) gilt, der auch in der üblichen MR-Bildgebung ausgenutzt wird und in der obigen Gleichung (2) angegeben ist: ki = ^-/n t Gi (x)dT.
Auf diese Weise lassen sich die MR-Signale im zum Ortsraum reziproken Ä-Raum einfach und selektiv ermitteln. - -
Man beachte, dass das Verfahren der Erfindung eine gewisse konzeptionelle Ähnlichkeit mit einem optischen Verfahren hat, das als„differential dynamic microscopy" bekannt ist und in Cerbino R, Trappe V: Differential dynamic microscopy: probing wave vector dependent dy- namics with a microscope. 2008; Phys Rev Lett 100, 188102 beschrieben ist. Allerdings bestehen wesentliche und grundsätzliche Unterschiede zu der differential dynamic microscopy. Anders als in der Optik ist es in der MR-Bildgebung möglich, einzelne A:-Raum-Punkte durch MR-Sequenzen gezielt anzusteuern, wie sie in Fig. 2 gezeigt sind. Diese direkte Ansteuerung und Aufnahme einzelner Ä-Raum-Punkte ist nur mit einem Verfahren möglich, dessen Daten- Akquisition - anders als bei der differential dynamic microscopy - im Fourier-Raum stattfindet. Mit dem Verfahren der Erfindung können daher Daten selektiv im Ä-Raum akquiriert werden, ohne dass zusätzliche redundante Information generiert wird.
Weitere Unterschiede zu optischen Verfahren bestehen in dem„Durchleuchtungscharakter" der MR-Bildgebung, die beispielsweise Messungen an einem Fluid innerhalb einer optisch intransparenten Materie oder Gewebehülle, etwa bei in vz'vo-Anwendungen gestattet, aber auch in Gels, Pasten oder hinter Abdeckungen, beispielsweise bei einer Prozessüberwachung.
Ferner sind MR-Messungen nicht auf einen optischen Kontrast zwischen Umgebungsfluid und Partikeln angewiesen. Stattdessen sind als sogenannte„Tracer" alle Substanzen denkbar, die innerhalb der MR-Bildgebung einen Kontrast erzeugen, beispielsweise paramagnetische
Stoffe, Stoffe mit unterschiedlichen Kernspindichten, unterschiedlichem Relaxationsverhalten oder unterschiedlichen Suszeptibilitäten.
Darüber hinaus gestattet die Möglichkeit der MR-Bildgebung, die /c-Raum-Ortsfrequenzen direkt mit Hilfe von Magnetfeldgradienten zu generieren, nicht nur die direkte Aufnahme von Daten in der zum Ort komplementären Fourier-Domäne, sondern völlig analog auch in der zur Geschwindigkeit komplementären Fourier-Domäne, wie unten näher erläutert wird.
In einer vorteilhaften Weiterbildung werden daher MR- Signale erzeugt, die einem Vektor kv im reziproken Geschwindigkeitsraum entsprechen, indem ein geeigneter Magnetfeldgradient G(T) angelegt wird. Dabei gilt der folgende Zusammenhang zwischen dem zum Geschwindigkeitsraum reziproken Vektor kv und dem Magnetfeldgradienten G( τ) : wobei G(T) SO gewählt wird, dass gilt: f^ Gi (r d = 0, also der Vektor k, im zum Ortsraum reziproken Raum in der Komponente i verschwindet. Ebenso können durch geeignete Magnetfeldgradienten MR-Signale erzeugt und erfasst werden, die einem Vektor in einem zur Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum entsprechen, wodurch eine gezielte und sehr präzise Analyse der Dynamik der mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen möglich wird. Vorzugsweise beträgt der zeitliche Abstand aufeinanderfolgender MR-Signale in der genannten zeitlichen Abfolge weniger als 0,1 ms, vorzugsweise weniger als 0,01 ms.
Die Aufzeichnung von MR-Signalen mit derart geringem zeitlichen Abstand, d. h. mit einer entsprechend hohen Zeitauflösung der Dynamik wird dadurch ermöglicht, dass anders als in der üblichen MR-Bildgebung zu jedem diskreten Zeitpunkt nicht der gesamte A-Raum erfasst zu werden braucht, sondern nur ein kleiner Bereich desselben, oder im Extremfall ein einzelner Punkt im /c-Raum.
Das Verfahren der vorliegenden Erfindung kann mit herkömmlichen MR-Einrichtungen aus- geführt werden, bei denen lediglich die Steuerungseinrichtung entsprechend modifiziert werden muss, wie dies in Anspruch 12 definiert ist. Vorzugsweise ist die Steuerungseinrichtung dazu eingerichtet, eine MR-Einrichtung zur Ausführung eines Verfahrens nach einer der oben beschriebenen Ausführungsformen anzusteuern. Eine derartige Steuerung kann in Hardware, in Software oder einer Mischung daraus verwirklicht werden.
Eine vorteilhafte Ausführungsform der Erfindung betrifft ein Computerprogrammprodukt zur Steuerung einer MR-Einrichtung, bei dessen Ausführung ein Verfahren nach einer der obengenannten Ausführungsformen ausgeführt wird. Ein derartiges Computerprogrammprodukt kann als zusätzliches bzw. ergänzendes Programm, beispielsweise als Plug-in für die ohnehin vorhandene Steuerungssoftware einer MR- Einrichtung vorgesehen sein. Das Computerprogrammprodukt kann auch aus mehreren Programmen, beispielsweise einem Programmpaket bestehen, das ein oder mehrere Programme zum Ansteuern der MR-Einrichtung zur Erzeugung und Erfassung der genannten zeitlichen Abfolge von MR-Signalen und ein zugehöriges Programm zum Ableiten von Information bezüglich der Bewegung oder bezüglich von die Bewegung beeinflussenden Probeneigenschaften aus der genannten zeitlichen Abfolge der genannten MR-Signale umfasst, wobei das letztgenannte Programm eine statistische Auswertung der zeitlichen Abfolge der MR-Signale durchführt und beispielsweise auf einem separaten Rechner ausgeführt werden kann. Zwischen diesen Programmen besteht insofern ein Zusammenhang, als sie zur Erzeugung bzw. Analyse von der genannten zeitlichen Abfolge von MR-Signalen dienen, die lediglich Teilen, im Extremfall einzelnen Punkten im jeweiligen reziproken Raum entsprechen und bilden im Sinne der vorliegenden Offenbarung zusammen ein„Computer program product".
Zum besseren Verständnis der vorliegenden Erfindung wird im Folgenden auf die in den Zeichnungen dargestellten bevorzugten Ausführungsbeispiele Bezug genommen, die anhand spezifischer Terminologie beschrieben sind. Es sei jedoch darauf hingewiesen, dass der Schutzumfang der Erfindung dadurch nicht eingeschränkt werden soll, da derartige Verände- rungen und weitere Modifizierungen an der gezeigten Vorrichtung und dem Verfahren sowie derartige weitere Anwendungen der Erfindung, wie sie darin aufgezeigt sind, als übliches derzeitiges oder künftiges Fachwissen eines zuständigen Fachmanns angesehen werden.
KURZBESCHREIBUNG DER FIGUREN
Weitere Vorteile und Merlanale der vorliegenden Erfindung werden anhand der folgenden Beschreibung deutlich, in der Ausführungsformen der Erfindung unter Bezugnahme auf die beiliegenden Figuren erläutert werden. Darin zeigen: Fig. 1 eine schematische Darstellung von Hauptbestandteilen einer MR-Einrichtung,
Fig. 2 eine Gradientenecho-Sequenz, in der ein Anregungspuls, ein Messsignal sowie die Magnetfeldgradienten Gx, Gy und Gz als Funktion der Zeit dargestellt sind, Fig. 3 eine veranschaulichende Darstellung des üblichen MR-Bildgebungsverfahrens, Fig. 4 eine veranschaulichende Darstellung des Verfahrens der Erfindung,
Fig. 5a eine Fotografie einer Probe, die durch sedimentierende Glaskügelchen in Wasser gebildet ist,
Fig. 5b eine herkömmliche bildgebende MR-Aufnahme der Probe von Fig. 5a,
Fig. 6a die Strukturfunktion D(k, At) für einen bestimmten Punkt k im Ä-Raum als Funktion der Zeit für die Probe von Fig. 5 a, Fig. 6b den dynamischen Strukturfaktor Ss(k, v) als Funktion der Geschwindigkeit v, abgeleitet aus derselben Abfolge von MR-Signalen wie die Strukturfunktion D(k, At) von Fig. 6a, und
Fig. 7 beispielhafte Magnetfeldgradienten zur Kodierung von Punkten k im zum Orts- räum reziproken Raum („Ä-Raum"), und zum Kodieren von Punkten kv von Punkten im zur Geschwindigkeit reziproken Raum.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUS FÜHRUNGSFORM Fig. 4 veranschaulicht das Verfahren der Erfindung, das im Folgenden als„dynamische Fou- rier-Raum-MR" bezeichnet wird. Wie in der linken Hälfte der Fig. 4 symbolisch dargestellt ist, wird zu jedem Zeitpunkt t lediglich ein Punkt im Fourier-Raum abgetastet bzw. „angefahren". Die Auswahl dieses Punktes geschieht durch die geeignete Wahl der Gradientenfelder Gx, Gy und Gz, wobei der Zusammenhang zwischen dem zum Ortsraum reziproken Vektor k und dem Magnetfeldgradienten G(r) in der obigen Gleichung (2) angegeben ist.
Diese Gradientenfelder können beispielsweise in einer Gradientenecho-Sequenz angelegt werden, wie sie in Fig. 2 schematisch dargestellt ist. Anstatt lediglich einen„Punkt" im k- Raum zu messen, kann auch ein bestimmter Bereich im Ä-Raum abgetastet werden, insgesamt jedoch nur ein geringer Bruchteil des jeweiligen A-Raums, der in einer üblichen MR- Messung, wie sie in Fig. 3 gezeigt ist, abgetastet würde. Das Ergebnis einer jeden Messung ist ein MR-Signal S(k), welches wie im Zusammenhang mit Gleichung (1) oben erläutert der Fourier-Transformierten der Spindichteverteilung p(r) entspricht. Die Messung wird in kurzen Zeitabständen für denselben Vektor k bzw. denselben Bereich im Ä-Raum wiederholt, wie durch die in Fig. 4 schematisch dargestellten Zeitebenen angedeutet ist. Da die Messung nur für einen Punkt bzw. einen kleinen Bereich im /c-Raum auszuführen ist, kann jede Einzelmessung in sehr geringer Zeit durchgeführt werden, typischerweise innerhalb von wenigen Millisekunden oder schneller, sodass eine Abfolge von MR-Signalen S(k) mit einer entsprechend hohen Zeitauflösung erhalten wird.
Die so gewonnene Abfolge von MR-Signalen S(k) wird dann statistisch ausgewertet, um Information bezüglich der Bewegung der mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen innerhalb der Probe abzuleiten, beispielsweise eine Driftgeschwindigkeit, eine konstante Ge- schwindigkeit oder eine Geschwindigkeitsverteilung. Zusätzlich oder alternativ können auch Informationen bezüglich Eigenschaften der Probe abgeleitet werden, die die Bewegung der Partikel, Strukturen oder Lebewesen beeinflussen, beispielsweise die Größe bzw. den Durchmesser der mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen oder die Viskosität, weitere viskoelastische Eigenschaften und/oder die Temperatur eines die mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen enthaltenden Mediums. Alle diese Größen finden in der zeitlichen Abfolge der MR-Signale im Ä-Raum ihren Niederschlag und können durch geeignete statistische Analysen qualitativ und in vielen Fällen auch quantitativ präzise ermittelt werden. Die statistische Auswertung der Abfolge der genannten MR-Signale umfasst in der bevorzugten Ausführungsform die Ermittlung einer Korrelationsfunktion oder mehrerer Korrelationsfunktionen der MR-Signale in der zeitlichen Abfolge, wie im Folgenden näher beschrieben wird. Ein möglicher Ausgangspunkt für die statistische Auswertung ist z.B. die van-Hove- Korrelationsfunktion:
G{AX , At) = -L {p(X + AX, t + At)p(X, t)) (3),
(P) dabei ist p eine ortsabhängige Größe, die proportional zur Spindichte der Probe ist, X bezeichnet einen Ortsvektor und t die Zeit. Das Symbol„<...>" repräsentiert die Mittelung, die bei ergodischen, makroskopisch räumlich invarianten Systemen jeweils entlang der Zeit- be- ziehungsweise Ortskoordinate durchgeführt wird. Da im Rahmen der Erfindung die Messung im k-Raum erfolgt, ist es sinnvoll, die räumliche Fourier-Transformierte der van-Hove- Funktion zu betrachten, die in der Fachliteratur auch als„intermediate scattering function" F k, t) (intermediäre Streufunlction) bezeichnet wird. Bei einer δ-förmigen Verteilung der Partikeldichten über das Probenvolumen lässt sich die intermediate scattering function schreiben als:
F(k, t) = Fs {k, At) + Fd(k, At) (4), wobei
Fa (k, At) = - r(0)j )] ) (5) die zeitliche Korrelation des Systems und
1 JV
Fd (k, At) = - Σ{βχρ{ϊ1*(τ(Μ) - r(0)i)]) (6)
die Korrelation zwischen den Partikeln beschreibt.
Geht man wie in dem folgenden Ausführungsbeispiel von identischen, unabhängigen Partikeln aus, verschwindet die Interpartikelkorrelation, d. h. Gleichung (6) kann vernachlässigt werden. Im hier diskutierten Fall der dynamischen Fourier-Raum-MR entspricht die interme- diäte scattering function der Zeitkorrelation des Λ-Raum-Signals:
F(k, At) == ^ (S( + Ai)S*( ))
wobei - k hier ein Vektor im reziproken Ortsraum ist, in abweichenden Ausführungsformen aber auch ein Vektor in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum sein kann,
S(k, t) das zugehörige MR-Signal zum Zeitpunkt t und S*(k, t) das komplex konjugierte Signal ist,
- N die Anzahl der Partikel ist, und
(... ) eine zeitliche oder räumliche Mittelung repräsentiert.
Man beachte, dass im Gegensatz zu der dynamischen Lichtstreuung, bei der in der Regel die Korrelation der Feldintensität I(q, t) untersucht wird, die Fourier-Raum-MR direkt den Zu- gang zur Fourier-Transformierten des Ortsraumsignals S(k,t) erlaubt, sodass die Phaseninformation vollständig erhalten bleibt.
Wenn die statische Hintergrundintensität deutlich stärker als der dynamische Anteil ist, ist es von Vorteil, anstelle der intermediate scattering function Korrelationsfunktionen zu untersu- chen, die auf der Differenz von Signalen zu unterschiedlichen Zeitpunkten basieren. In bevorzugten Ausführungsformen wird dazu die sogenannte Strukturfunktion untersucht, die auch in der deutschsprachigen Literatur oft mit dem englischen Begriff „structure function" bezeichnet wird, und die definiert ist als Ensemble-Mittelwert von Differenzen von Signalen als Funktion ihrer zeitlichen Abstände:
D(k, At) =—( \S(k, t + At) - S(k, t) \2) ■ (8)
Zwischen der Strul turfunktion D(k, At) und der intermediate scatte ng function F(k, At) besteht der folgende Zusammenhang:
D{k At) = 2{F(k, 0) - dt[F{k, At)\ ] (9), wobei den Realteil bezeichnet.
Durch Fourier-Transformation in der Zeit lässt sich aus der intermediate scatte ng function F(k, At) der sogenannte dynamische Strukturfaktor („dynamic structure factor") Ss(k, ω) ermitteln:
Ss {k, uj) dt exp(-iiüt)F(k, At) (10)
Der Index„S" bei dem dynamischen Strukturfaktor dient zur Unterscheidung von dem MR- Signal S(k). Die intermediate scattering function F(k, At) und die Strukturfunktion D(k, At) sind Beispiele der eingangs genannten Korrelationsfunlctionen, die aus der Statistik der zeitli- chen Abfolge der MR-Signale abgeleitet werden können. Der dynamische Strukturfaktor ist als spektrale Leistungsdichte zu dem k-Raum-Signal aufzufassen. Um aus diesen Korrelationsfunlctionen bzw. dem Strukturfaktor Information bezüglich der Bewegung oder bezüglich von Probeneigenschaften, die die Bewegung beeinflussen, ableiten zu können, werden diese Funktionen mit Modellfunktionen gefittet, die mindestens einen die Bewegung charakterisie- renden oder beeinflussenden Parameter enthalten. Diese Modellfunktionen basieren auf einer bestimmten Annahme über die vorliegende Teilchendynamik. Wenn diese Modellfunktionen an die entsprechende gemessene Korrelationsfunktion bzw. Strukturfaktor gefittet werden, kann festgestellt werden, ob die der Modellfunktion zugrundeliegenden physikalischen Annahmen qualitativ richtig sind. Ferner können die in der Modellfunktion enthaltenen Parame- ter quantitativ bestimmt werden. Die nachstehende Tabelle fasst beispielhaft drei vermutete Szenarien für die Bewegung der mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen zusammen, nämlich eine Brownsche Bewegung, eine konstante Geschwindigkeit VQ und eine Geschwindigkeitsverteilung P(v). Für jedes dieser drei Szenarien kann dann eine Modellfunktion für die intermediate scattering function , die Strukturfunktion bzw. den dynamischen Strukturfaktor ermittelt werden, die in der Tabelle jeweils in den Spalten angegeben sind:
Brownsche konst. GeschwindigkeitsBewegung Geschwindigkeit V, verteilung PfV) β-Γ(Κ-)Δί sin(KVAt) (K, Δΐ) 4ττ / dVV2P(V)
KVAt
D(K, At) 2 [1 - α>β(Γ(Κ)Δί)] 2 {l - F(K, M)]
r(K)
S{K, ) 5(w - r(Q)) 2TT / dVV2P(V) ττΓ2 (Κ) + ω2
Beispielsweise enthalten die in der ersten Spalte der Tabelle angegebenen Modellfunktionen für die Brownsche Bewegung den Parameter F(k), der dem Produkt aus dem Diffusionskoeffizienten Do und dem Quadrat des Vektors k entspricht. Der Diffusionskoeffizient D0 ist dabei im Gültigkeitsbereich der Stokes-Einstein-Gleichung proportional zur Temperatur und umge- kehrt proportional zur Viskosität und zum Teilchenradius r. Wenn die jeweilige Modellfunk- tion an die jeweilige gemessene Korrelationsfunktion gefittet wird, kann der Diffusionskoeffizient Do quantitativ ermittelt werden, und aus diesem beispielsweise bei bekannter Viskosität und bekannter Temperatur der Teilchenradius, oder bei bekannter Temperatur und bekanntem Teilchenradius die Viskosität ermittelt werden. Die Viskosität, die Temperatur und der Teilchenradius sind hierbei beispielhafte Größen, die die Bewegung der mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen beeinflussen.
Unter der Annahme einer konstanten Geschwindigkeit vo können ebenfalls Modellfunktionen für die Korrelationsfunktionen F(k, At), D(k, At) und S(k, ω) formuliert und mit den gemesse- nen Korrelationsfunktionen verglichen werden. Wie der mittleren Spalte der obigen Tabelle zu entnehmen ist, geht in diesem Szenario die Größe Γ(Κ) = k-Vo in die Korrelationsfunktionen ein. Bei einem Fit der jeweiligen Modellfunktion an die entsprechende Korrelationsfunktion kann festgestellt werden ob die Annahme einer konstanten Geschwindigkeit Vo qualitativ zu- treffend ist, und falls dies der Fall ist, der numerische Wert der Geschwindigkeit ermittelt werden.
Bei der Annahme einer bestimmten Geschwindigkeitsverteilung P(v) können die Modellfunktionen der drei Korrelationsfunktionen wie in der rechten Spalte gezeigt angesetzt werden, und durch Fitten an die entsprechenden Korrelationsfunktionen kann eine mit der Messung konsistente Geschwindigkeitsverteilung ermittelt werden.
Unter Bezugnahme auf Fig. 5 wird eine experimentelle Bestätigung des Messprinzips vorgestellt. Fig. 5 a zeigt eine Fotografie einer Probe, bei der es sich um Glaskügelchen mit einem Durchmesser von 0,1mm in Wasser handelt. Gesucht ist hier die Sedimentationsgeschwindigkeit der Glaskügelchen, d. h. die Driftgeschwindigkeit der Glaskügelchen in Wasser aufgrund der Schwerkraft.
Fig. 5b zeigt eine Aufnahme der Probe, die im Rahmen einer herkömmlichen MR- Bildgebung, wie sie im Zusammenhang mit Fig. 3 beschrieben ist, erhalten wurde, die aber nur ein „verschmiertes" Bild zeigt. Grund hierfür ist, dass die Ortsauflösung der MR- Aufnahme (hier 0,4 x 0,4mm ) schlicht zu gering ist, um die Teilchen mit ihrem Durchmesser von lediglich 0,1mm zu erfassen. Fig. 6a zeigt die mit dem Verfahren der Erfindung gemessene Strukturfunktion D(k, At) als Funktion der Zeit Ät in Sekunden. Man erkennt einen oszillatorischen Verlauf, der kennzeichnend für eine Bewegung mit einer konstanten Geschwindigkeit ist, wie sich aus der obigen Tabelle in der zweiten Zeile und zweiten Spalte ergibt. Durch Fitten der Modellfunktion 2[1— cos(r(k)At)] kann der Parameter T(fc) und - da k bekannt, nämlich durch die angeleg- ten Magnetfeldgradienten vorgegeben ist - vo ermittelt werden. Anstelle dieses Fits kann jedoch auch der dynamische Strukturfaktor Ss(k, co) betrachtet werden, der gemäß der obigen Tabelle einen scharfen Peak bei T(fe) erwarten lässt. Wie Fig. 6b zu entnehmen ist erhält man tatsächlich einen gut sichtbaren Peak bei einer Frequenz co, die unter Ausnutzung der Beziehung v = ω/(2πΛ) einer Geschwindigkeit von 0,9 + 0,2(cm/s) entspricht. Dies stimmt sehr gut mit der theoretisch erwarteten Driftgeschwindigkeit von 0,91 cm/s überein. Die Messung wurde bei einem k- Vektor mit einem Betrag von 0,8mm"1 durchgeführt, der parallel zum Gravitationsfeld ausgerichtet war. Wie aus der obigen Tabelle ersichtlich ist, spielt der Ä-Wert eine zentrale Rolle bei der Kodierung der Ensemble-Dynamik. Mit heutzutage verfügbaren MR-Gradientensystemen können k- Werte im Bereich von Im"1 < kj < ΙΟμηι"1 erzeugt werden. Damit lassen sich makroskopische Geschwindigkeiten im Bereich von 1m/s oder mehr ebenso detektieren wie Brownsche Molekularbewegung.
Anders als beim üblichen MR- Verfahren genügt es, nur den Zeitverlauf einzelner Λ-Raum- Punkte zu messen, was zu einer deutlichen Messbeschleunigung führt und Echtzeitmessungen ermöglicht. Die Möglichkeit der MR-Bildgebung, Ortsfrequenzen im Ar-Raum direkt mit Hilfe von Magnetfeldgradienten zu generieren, erlaubt die direlcte Aufnahme von Daten nicht nur in der zum Ort komplementären Fourier-Domäne (reziproken Ortsraum), sondern analog auch in der zur Geschwindigkeit komplementären Fourier-Domäne, sowie für alle weitern höheren Bewegungsmomente, d. h. für höhere Ableitungen nach der Zeit. Um dies zu demonstrieren wird erneut die Gleichung (1) betrachtet, hier allerdings der Einfachheit halber nur in einer Dimension, nämlich der x-Richtung:
Die Ortskoordinate kann dann in einer Taylorreihe nach der Zeit entwickelt werden:
x(t) = x0 + xt + -xt2 + ...
(12)
Wenn man die Taylorentwicklung bis zum linearen Glied in der Zeit t in die Gleichung (11) einsetzt, erhält man den folgenden Ausdruck für das MR-Signal:
S(kX kv ) = / dv / dxp(^, v) ^(xk* +v k^ (13) Hierbei entspricht v = x der Geschwindigkeit, und kv ist ein zur Geschwindigkeit reziproker Vektor (von dem hier jedoch nur die x-Komponente berücksichtigt wird), wobei zwischen dem zur Geschwindigkeit reziproken Vektor kV i und den Magnetfeldgradienten Gj folgende Beziehung besteht: kv i =— Gi {x) · τ άτ
Ν'' 2 J° (14)
Gleichung (14) definiert damit eine Vorschrift, wie der reziproke Geschwindigkeitsraum durch geeignete Wahl der Magnetfeldgradienten G(x) kodiert werden kann. Fig. 7 zeigt, wie- derum lediglich für die x-Komponente, geeignete zeitabhängige Magnetfeldgradienten. Die obere Abbildung von Fig. 7 zeigt einen geeigneten Magnetfeldgradienten G(T) für die Ortskodierung, dessen Zeitintegral nicht verschwindet und daher auch zu einem nicht- verschwindenden Wert für kx führt. Die untere Abbildung zeigt einen Gradienten, dessen Zeitintegral verschwindet, sodass kx ~ 0 ist. Das Integral über Gx(x) · τ hingegen ist von Null verschieden und führt somit zu einem nicht- verschwindenden Wert für den zur Geschwindigkeit reziproken Vektor kv.
Analog zu dem Vorgehen im Ortsraum lassen sich auch für den Geschwindigkeitsraum, bzw. den zur Geschwindigkeit reziproken Raum Korrelationsfunlctionen entwickeln und mit der Statistik der Messsignale im zur Geschwindigkeit reziproken Raum vergleichen.
Ferner lassen sich durch Berücksichtigung höherer Terme der Taylorentwicklung auch höhere Ableitungen des Ortes nach der Zeit in die Gleichung (13) einführen, und es lassen sich Gra- dientenfunktionen generieren, mit denen das MR-Signal in einem zur Beschleunigung oder höheren Zeitableitungen des Ortes reziproken Raum ermittelt werden können.
Die in der vorstehenden Beschreibung, in den Zeichnungen sowie in den Ansprüchen offenbarten Merkmale der Erfindung können sowohl einzeln als auch in beliebiger Kombination für die Verwirklichung der Erfindung wesentlich sein.

Claims

Ansprüche
1. Verfahren zur Detektion der Bewegung von mikroskopischen Partikeln, Strukturen oder Lebewesen in einem transparenten oder nicht-transparenten Probenvolumen, mit den folgenden Schritten:
Einbringen des Probenvolumens in eine MR-Einrichtung,
Erzeugen und Erfassen einer zeitlichen Abfolge von MR-Signalen, die jeweils einem selben Vektor oder Bereich im reziproken Ortsraum entsprechen, und/oder
Erzeugen und Erfassen einer zeitlichen Abfolge von MR-Signalen, die jeweils einem selben Vektor oder Bereich in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum entsprechen, und
Ableiten von Information bezüglich der Bewegung oder bezüglich von die Bewegung beeinflussenden Probeneigenschaften mit Hilfe einer statistischen Auswertung der genannten zeitlichen Abfolge der genannten MR-Signale.
2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die statistische Auswertung die Ermittlung einer Korrelationsfunktion oder mehrerer Korrelationsfunktionen der MR-Signale in der zeitlichen Abfolge umfasst.
3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem die Ableitung von Information das Fitten der einen oder mehreren Korrelationsfunktionen mit einer oder mehreren Modellfunktionen umfasst, die mindestens einen die Bewegung charakterisierenden oder beeinflussenden Parameter enthalten.
4. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem der mindestens eine die Bewegung charakterisierende Parameter einen oder mehrere der folgenden Parameter umfasst oder umfassen: eine konstante Driftgeschwindigkeit, eine konstante Geschwindigkeit, eine Geschwindigkeitsverteilung, eine konstante Beschleunigung, eine Beschleunigungsverteilung oder eine konstante Zeitableitung der Beschleunigung oder ihre Verteilung. Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, bei dem der mindestens eine die Bewegung beeinflussende Parameter einen oder mehrere der folgenden Parameter umfasst oder umfassen:
die Größe der mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen, die Viskosität, weitere viskoelastische Eigenschaften und/oder die Temperatur eines Mediums, welches die mikroskopischen Partikel, Strukturen oder Lebewesen enthält.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 5, bei dem die Korrelationsfunktion eine Zeitkorrelationsfunktion eines MR-Signals S(k, t) ist, insbesondere eine Zeitkorrelationsfunktion F(k, At), die wie folgt definiert ist:
F(k, At) = i (S(k, t + At)S* (fc, t)), wobei k ein Vektor im zum Ortsraum reziproken Raum, oder in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum ist,
S(k, t) das zugehörige MR-Signal zum Zeitpunkt t und S*(k, t) das komplex konjugierte Signal ist,
N die Anzahl der Partikel ist, und
(... ) eine zeitliche oder eine räumliche Mittelung repräsentiert.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 6, bei dem die Korrelationsfunktion auf Differenzen von MR-Signalen als Funktion des zeitlichen Abstandes zwischen den Signalen basiert, und insbesondere durch eine Korrelationsfunktion D(k, At) gegeben ist, die wie folgt definiert ist:
D(k, At) = (\S(k, t + At) - S k, t) \2), wobei k ein Vektor im zum Ortsraum reziproken Raum, oder in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum ist,
S(k, t) das zugehörige MR-Signal zum Zeitpunkt t ist,
N die Anzahl der Partikel ist, und ( ... ) eine zeitliche oder eine räumliche Mittelung repräsentiert.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die statistische Auswertung das Ermitteln eines dynamischen Strukturfaktors umfasst.
9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die MR-Signale, die einem Vektor k im reziproken Ortsraum entsprechen, durch das Anlegen eines zeitabhängigen Magnetfeldgradienten G( τ) erzeugt werden, wobei der folgende Zusammenhang zwischen dem zum Ortsraum reziproken Vektor k und dem Magnetfeldgradienten G(T) gilt:
10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem MR-Signale, die einem Vektor kv im reziproken Geschwindigkeitsraum entsprechen, durch das Anlegen eines Magnetfeldgradienten G( τ) erzeugt werden, wobei der folgende Zusammenhang zwischen dem zum Geschwindigkeitsraum reziproken Vektor kv und dem Magnetfeldgradienten G( τ) gilt: kv,i =— J0 Gi (Ό - τ άτ,
wobei G(T) SO gewählt wird, dass gilt: J^ GiCOdT = 0.
1 1. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der zeitliche Abstand aufeinanderfolgender MR-Signale in der genannten zeitlichen Abfolge weniger als 0, 1 ms, vorzugsweise weniger als 0,01 ms beträgt.
12. Steuerungseinrichtung zur Steuerung einer MR-Einrichtung zum Zwecke der Detekti- on der Bewegung von mikroskopischen Partikeln, Strukturen oder Lebewesen in einem Probenvolumen, wobei die Steuerungseinrichtung dazu eingerichtet ist, die MR- Vorrichtung zur Erzeugung und Erfassung einer zeitlichen Abfolge von MR-Signalen anzusteuern, die jeweils einem selben Vektor oder Bereich im reziproken Ortsraum entsprechen, und/oder die MR-Einrichtung zur Erzeugung und Erfassung einer zeitlichen Abfolge von MR- Signalen anzusteuern, die jeweils einem selben Vektor oder Bereich in einem zu einer Geschwindigkeit, einer Beschleunigung oder einer Zeitableitung der Beschleunigung reziproken Raum entsprechen, und
wobei die Steuerungseinrichtung dazu eingerichtet ist, mit Hilfe einer statistischen Auswertung der zeitlichen Abfolge der genannten MR-Signale Information bezüglich der Bewegung oder bezüglich von die Bewegung beeinflussenden Probeneigenschaften abzuleiten.
13. Steuerungseinrichtung nach Anspruch 12, die ferner dazu eingerichtet ist, eine MR- Einrichtung zur Ausführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 zu steuern.
14. Computerprogrammprodukt zur Steuerung einer MR-Einrichtung, bei dessen Ausführung ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 ausgeführt wird.
EP16728941.2A 2015-06-17 2016-06-13 Dynamische fourier-raum-magnetresonanz Withdrawn EP3311183A1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102015109678.1A DE102015109678A1 (de) 2015-06-17 2015-06-17 Dynamische Fourier-Raum-Magnetresonanz
PCT/EP2016/063445 WO2016202720A1 (de) 2015-06-17 2016-06-13 Dynamische fourier-raum-magnetresonanz

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP3311183A1 true EP3311183A1 (de) 2018-04-25

Family

ID=56121081

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP16728941.2A Withdrawn EP3311183A1 (de) 2015-06-17 2016-06-13 Dynamische fourier-raum-magnetresonanz

Country Status (3)

Country Link
EP (1) EP3311183A1 (de)
DE (1) DE102015109678A1 (de)
WO (1) WO2016202720A1 (de)

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19713846A1 (de) * 1997-03-13 1998-09-17 Philips Patentverwaltung Bildverarbeitungs-Verfahren für die medizinische Diagnostik
DE102007028901B4 (de) * 2007-06-22 2010-07-22 Siemens Ag Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Bestimmung von Perfusion mittels einer Magnetresonanzanlage
US8155389B2 (en) * 2007-10-02 2012-04-10 The University Of Utah Research Foundation Method and system for motion correction in imaging systems
JP4771490B2 (ja) * 2008-10-03 2011-09-14 学校法人東海大学 磁気共鳴イメージング装置

Also Published As

Publication number Publication date
WO2016202720A1 (de) 2016-12-22
DE102015109678A1 (de) 2016-12-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP0184840B1 (de) Einrichtung zur ortsaufgelösten Untersuchung einer Probe mittels magnetischer Resonanz von Spinmomenten
EP3296757B1 (de) Artefaktarme magnetresonanz-fingerprinting-messung
EP3078978B1 (de) Verfahren zur magnetresonanz-bildgebung
DE102013214867B4 (de) Ermittlung einer Magnetresonanz-Ansteuersequenz mit konzentrischen, kreisförmigen Sendetrajektorien
DE102011004881B4 (de) Verarbeiten von komplexen Bilddaten eines Untersuchungsobjekts mit unterschiedlichen Spin-Spezies in der MR-Bildgebung
DE102010013900B4 (de) Verfahren zur Bildgebung mittels magnetischer Kleinstpartikel sowie Vorrichtung hierfür
EP0074022A1 (de) Kernspin-Tomograph
DE102013221347B4 (de) Ermittlung einer Magnetresonanz-Pulssequenz unter Verwendung einer Kombination von verschiedenen Trajektorienverlaufs-Funktionen unter Berücksichtigung eines Trajektorien-Fehlermodells
DE4024161A1 (de) Pulssequenz zur schnellen ermittlung von bildern der fett- und wasserverteilung in einem untersuchungsobjekt mittels der kernmagnetischen resonanz
EP0425611B1 (de) Verfahren zur aufnahme von spinresonanzspektren und zur spinresonanz-bildgebung
EP0158965B1 (de) Verfahren zum Anregen einer Probe für die NMR-Tomographie
DE19939626C2 (de) Verfahren zur Erzeugung von Meßsignalen in Magnetfeldern mit einem NMR-Mouse-Gerät
DE102016015567A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Hyperpolarisierung einer Materialprobe
DE102012209955B4 (de) Test eines Reordering-Algorithmus einer Spinecho-Magnetresonanzpulssequenz
DE19511794B4 (de) Verfahren zur Gewinnung von Bilddaten in einem Kernspintomographiegerät und Kernspintomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens
EP2577341B1 (de) Field-cycling nmr relaxometrie
WO1990013826A1 (de) Verfahren zur aufnahme von spinresonanzspektren
EP3311183A1 (de) Dynamische fourier-raum-magnetresonanz
DE60221855T2 (de) Schätzung von zielsignalen durch einen dynamischen fluxgate-sensor
DE102014220776A1 (de) Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung
EP3572824A1 (de) Off-resonanz-unempfindliche magnetresonanzmessung mit dephasier-gradient
DE1498973A1 (de) Verfahren zum Analysieren einer Mischung
EP2676151B1 (de) Ermittlung der form von rf-pulsen für die selektive anregung in der bildgebenden magnetischen resonanz
DE19962477A1 (de) Bildgebungsverfahren und Vorrichtung zur Verarbeitung von Bilddaten
DE102017222141A1 (de) Verfahren zur Erzeugung eines Magnetresonanzdatensatzes, Computerprogrammprodukt, Datenträger sowie Mag-netresonanzanlage

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

17P Request for examination filed

Effective date: 20171024

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR

AX Request for extension of the european patent

Extension state: BA ME

DAV Request for validation of the european patent (deleted)
DAX Request for extension of the european patent (deleted)
STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE APPLICATION IS DEEMED TO BE WITHDRAWN

18D Application deemed to be withdrawn

Effective date: 20200103