WO2001048501A1 - Verfahren der bildgebenden magnetischen resonanz - Google Patents

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WO2001048501A1
WO2001048501A1 PCT/DE2000/004580 DE0004580W WO0148501A1 WO 2001048501 A1 WO2001048501 A1 WO 2001048501A1 DE 0004580 W DE0004580 W DE 0004580W WO 0148501 A1 WO0148501 A1 WO 0148501A1
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Nadim Joni Shah
Karl Zilles
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Forschungszentrum Jülich GmbH
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    • 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
    • G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
    • G01R33/482—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory
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    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4828—Resolving the MR signals of different chemical species, e.g. water-fat imaging

Definitions

  • the invention relates to an imaging method for the investigation of substances in which a precession of at least some nuclear spins with an additional one by indirect nuclear spin-nuclear spin interaction
  • the invention relates in particular to a method for determining the spin-spin relaxation time T 2 .
  • Nuclear spins are excited by nuclear magnetic resonance tomography.
  • the excited nuclear spins relax in equilibrium states. This requires an energy transfer.
  • spherically symmetrical magnetic cores which do not have an electrical quadrupole nuclear moment, only an interaction with time-varying magnetic fields ⁇ B (t) is possible. They have vertical components.
  • This relaxation process takes place on a microscopic scale (1 - 10 A) and is described by the longitudinal or spin-lattice relaxation time Ti.
  • the last name refers to the idea that the molecular movements realize a thermal "phonon bath", the so-called lattice. The closer the
  • Typical values for Ti in liquids are between 10 ⁇ 4 s and 10 s. Due to the much slower movement of the atoms in the crystal lattice, Ti is around two in solids Orders of magnitude (10 ⁇ 2 to 10 3 ) longer.
  • This relaxation of the transverse magnetization is characterized by a transverse relaxation time T 2 , which is also known as spin-spin relaxation time.
  • T 2 transverse relaxation time
  • T 2 is almost independent of the strength of the main magnetic field B 0 .
  • relaxation of the transverse magnetization is always associated with the relaxation.
  • T 2 can therefore never be larger than Ti.
  • T 2 is approximately one order of magnitude below Ti, whereas in solids the "exposure time" x is significantly longer, so that here T 2 «is usually Ti.
  • Nuclear magnetic resonance imaging is used, among other things, to obtain spectroscopic information or image information about a substance.
  • a combination of nuclear magnetic resonance imaging with Techniques of magnetic resonance imaging (MRI) provide a spatial picture of the chemical composition of the substance.
  • Magnetic resonance imaging is, on the one hand, a sophisticated imaging method that is in clinical use worldwide. On the other hand, magnetic resonance imaging is also a very important examination tool for industry and research outside of the medical field. Applications are, for example, investigations of food, quality controls, preclinical investigations of medicines in the pharmaceutical industry or the investigation of geological structures, such as pore sizes in rock samples for petroleum exploration.
  • Larmor frequency depends on the strength of the magnetic field and on the magnetic properties of the substance, in particular on the gyromagnetic constant ⁇ of the core.
  • the gyromagnetic constant ⁇ is a characteristic quantity for each atom type.
  • a substance to be examined, or a person to be examined, is used in the
  • the uniform magnetic field is also referred to as the polarization field B 0 and the axis of the uniform magnetic field as the z-axis.
  • the individual magnetic moments of the spins in the tissue precess with their characteristic Larmor frequency around the axis of the uniform magnetic field.
  • a net magnetization M z is generated in the direction of the polarization field, the randomly oriented magnetic components canceling each other in the plane perpendicular to this (xy plane).
  • an excitation field Bi is additionally generated.
  • the excitation field Bi is polarized in the xy plane and has a frequency that is as close as possible to the Larmor frequency.
  • the net magnetic moment M z can be tilted into the xy plane in such a way that a transverse magnetic magnetization M t arises.
  • the transverse component of the magnetization rotates in the xy plane with the Larmor frequency.
  • Magnetic resonance spectroscopy enables the measurement of the spatial density distribution of certain chemical components in a material, especially in biological tissue.
  • EPSI Echo Planar Spectroscopic Imaging
  • MRI magnetic resonance imaging
  • MRS magnetic resonance spectroscopy
  • NMR imaging methods are used to select layers or volumes which, with the appropriate irradiation of high-frequency pulses and the application of magnetic gradient fields, deliver a measurement signal which is digitized and stored in a one- or multi-dimensional field in a measuring computer.
  • the desired image information is obtained (reconstructed) from the recorded raw data by means of a one-dimensional or multi-dimensional Fourier transformation.
  • a reconstructed slice image consists of pixels, a volume data set consists of voxels.
  • a pixel picture element
  • a voxel volume pixel
  • the dimensions of a pixel are on the order of 1mm 2 , those of a voxel of 1mm 3 .
  • the geometries and dimensions can be variable.
  • the lipids cover a fairly broad frequency range, which coincides with that of most metabolites.
  • the suppression of also known as lipid suppression is
  • Signals from substances that are located outside the brain, but within the layer to be examined, are required because the signals caused thereby can be much larger than signals in brain regions to be examined.
  • lipids in the human head are predominantly in the periphery of the skull, one way of suppressing lipids is to not even stimulate the nuclear spins in the periphery.
  • a spatially localized spectrum is achieved by signal suppression in regions outside a volume to be examined. Such techniques are referred to as single voxel techniques.
  • STEAM single voxel technique
  • the known single voxel techniques have the disadvantage that the spatial distribution of chemical substances can only be examined to a limited extent.
  • a further disadvantage of the known methods is a limitation of the signal suppression outside of a target volume by imperfections of the slice selection, whereby a low lipid suppression is achieved and / or only a selection of rectangular target volumes is possible.
  • the BASING method includes a frequency-selective rephasing pulse in connection with immediately before and after switching gradient pulses with opposite signs, which leads to dephasing.
  • fMRI Functional magnetic resonance imaging
  • DOH deoxyhemoglobin
  • Oxyhemoglobin has a magnetic susceptibility that is essentially that of
  • Brain activity is made possible by applying an investigation using functional NMR methods that measure the NMR signal with a time delay (echo time). This is also known as susceptibility-sensitive measurement.
  • the biological mechanism of action is in the
  • Literature known as the BOLD effect (Blood Oxygen Level Dependent Effect) and leads to up to approx. 5% fluctuations in the image brightness in activated brain regions in susceptibility-sensitive magnetic resonance measurements with a field strength of a static, for example 1.5 Tesla strong magnetic field.
  • DOH contrast agent
  • other contrast agents can also occur which cause a change in the susceptibility. Suppression of lipid signals is also advantageous here. Frequency-selective lipid presaturation is preferably used.
  • the invention has for its object to improve the resolution of the recorded images and to reduce the influence of interference signals.
  • this object is achieved in that, after the excitation pulse and a recording of at least one high-resolution image, at least one
  • Rephasing pulse which rephases the transverse magnetization, is applied and that further images are then recorded with a lower resolution. It is advantageous to carry out the method in such a way that the high-resolution image is generated before the excitation pulse.
  • the high-resolution image prefferably be generated after the excitation pulse.
  • the resolution of the further images is varied over time.
  • the excitation pulse prefferably be a 90 ° pulse.
  • the rephasing pulse is a 180 ° pulse.
  • the high-resolution image is taken as a reference image (REF ⁇ hires>) and that the other images have a lower resolution (KEY ⁇ low-res>) and that the resolution of the further images by a link to the reference image (REF ⁇ hi-res>) is improved.
  • the high-resolution image in a k-space corresponds to a larger matrix size than the other, lower-resolution images.
  • phase correction is carried out on at least some of the lower-resolution images.
  • phase correction is carried out in such a way that discontinuities in marginal areas of measurement time intervals are corrected.
  • the lower-resolution images are transformed into reconstructed images after the phase correction.
  • the reconstructed images are combined with one another in such a way that at least one graphical representation of a relaxation time T 2 * is created.
  • the reconstructed images are linked to one another in such a way that a signal-to-noise Ratio is improved.
  • a suitable method for obtaining images is a Fourier transformation.
  • a fast Fourier transformation (FFT) is suitable for increasing the speed.
  • the imaging method is preferably a spectroscopic echo planar imaging method, in particular a repeated three-dimensional (x, y, t) echo planar imaging method, which consists of a repeated application of a two-dimensional echo planar image coding.
  • Spatial coding takes place in the shortest possible time, which is repeated several times during a signal drop and is preferably 20 to 100 ms. The repetition of the echo planar coding several times during a signal drop shows a course of the signal drop in the sequence of reconstructed individual images.
  • the echo planar imaging according to the invention is very fast. It is therefore particularly suitable for capturing functional images of the entire brain, which would otherwise require much longer acquisition times. With a field strength of, for example, 1.5 T, the time required to record one layer is approximately 100 ms, which, with reasonable coverage of the entire brain in 32 layers, for example, requires a total recording time of approximately 4 seconds.
  • the hemodynamic response function (Hae odynamic Response
  • Curve should, however, be recorded in a time grid that is sufficient to make a good data adjustment.
  • the keyhole (“keyhole”) imaging method provides for separating a signal in the reciprocal k-space into two different areas: firstly in a central area with low spatial frequencies, which is responsible for the contrast in the generating image, and secondly in the outer Regions of the k-space that have a high spatial frequency and contain the essential information about the spatial resolution In the case of several measurements in succession in which contrast changes are examined, it is expedient to base the examination only on the central region of the k-space lay.
  • FIG. 1 shows Fig. 1 in four fields - a, b, c and d k-spaces and associated locations and
  • T 2 shows a time course of a relaxation time T 2 with an excitation sequence and measurement time windows for its detection.
  • partial image a shows a k-space which can be converted into a real space by means of a Fourier transformation, which is shown in partial image b.
  • sub-picture c only 16 central lines of k-space are recorded.
  • the low-resolution image shown in partial image d is produced by a Fourier transformation.
  • a high-resolution reference image (REF ⁇ hi-res>) is first recorded for the keyhole method. This image is obtained by evaluating the data of an entire k-space. Keyhole images (KEY ⁇ low-res>) are then recorded.
  • the high-resolution images can be represented as follows:
  • the dynamic images are generated through central areas of the individual recorded images, peripheral areas of the reference image leading to a spatial resolution.
  • FIG. 1 A sequence diagram is shown in FIG. 1
  • echo planar imaging takes place after an excitation pulse, preferably a 90 ° pulse. However, it is also possible for the echo planar imaging to take place before the excitation pulse.
  • the relaxation time T 2 * is recorded.
  • the first picture is taken with a high-resolution image, which takes a longer time.
  • preferred time acquisition windows are marked separately.
  • a high-resolution HI-RES EPI image is taken immediately after the excitation pulse.
  • the keyhole images are reconstructed to produce fully resolved images by means of a phase correction.
  • phase correction methods are suitable for this.
  • RF Radio Frequency
  • This modulated MR signal is now scanned for a sufficiently long time, ie approximately until Mj «is completely dephased, and in sufficiently short time intervals.
  • Steps 2 and 3 are repeated as often as the sectional image should have halftone dots, ie (N ⁇ * N x ) times. With each repetition, the gradient strength G or the duration of the application is varied, as is necessary for correct spatial coding.
  • the steps mentioned are sufficient for the implementation.
  • the second and fourth steps can be omitted.
  • the result is spatially resolved frequency spectra from which the relative concentration of individual chemical components can be calculated. These can be differentiated because the effective magnetic field at the location of a nucleus and thus its precession frequency depend on its mother molecule, which shields the external magnetic field to a greater or lesser extent.
  • protons as resonant nuclei for the investigation of biological tissue.
  • the very strong signals of water and lipids with concentrations in the double-digit molar range are to be suppressed in order to avoid the interesting ones
  • the phase coding can be partially connected to the reading of the MR signal.
  • the advantage lies in a factor of N x shortened measuring time.
  • the measurement data are reinterpreted in a suitable manner, preferably as (k x , k ⁇ ) layers at different times t. Formally, this is done by rearranging the measurement data.
  • the data can then be processed using the usual methods of conventional spectroscopic imaging.
  • the coordinates (k x , k ⁇ ) are only shown as examples. The person skilled in the art can select suitable (k x , k ⁇ ) for each examination.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren zur Untersuchung von Substanzen, die Atome mit einer indirekten Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung enthalten, wobei durch wenigstens einen Anregungsimpuls eine Präzession von wenigstens einigen Kernspins mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δζ = -ηIΔBZτ relativ zu einer bereits vorhandenen Präzession in einem äußeren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine transversale Magnetisierung senkrecht zu dem äußeren Magnetfeld auffächert, so dass eine relaxation der tranversalen Magnetisierung mit Relaxationszeiten T2 erzeugt wird. Erfindungsgemäß zeichnet sich dieses Verfahren dadurch aus, dass nach dem Anregungspuls und einer Aufnahme von wenigstens einem hochaufgelösten Bild wenigstens ein Rephasierungspuls, der die transversale Magnetisierung rephasiert, angelegt wird und dass anschließend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden.

Description

Beschreibung
VERFAHRENDER BILDGEBENDEN MAGNETISCHEN RESONANZ
Die Erfindung betrifft ein Bildgebungsverfahren zur Untersuchung von Substanzen, in denen durch indirekte Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung eine Präzession von wenigstens einigen Kernspins mit einem zusätzlichen
Phasenwinkel Δφ = -γ:ΔBzτ relativ zu einer bereits vorhandenen Prazession in einem äußeren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine transversale Magnetisierung senkrecht zu dem äußeren Magnetfeld auffächert, so dass eine Relaxation der transversalen Magnetisierung mit einer Relaxationszeit T2 erzeugt wird.
Die Erfindung betrifft insbesondere ein Verfahren zur Ermittlung der Spin-Spin-Relaxationszeit T2.
Durch kernmagnetische Resonanztomographie werden Kernspins angeregt. Die angeregten Kernspins relaxieren in Gleichgewichtszustände. Hierzu ist eine Energieübertragung erforderlich. Bei kugelsymmetrischen magnetischen Kernen, die kein elektrisches Kernquadropolmoment besitzen, kommt hierfür nur eine Wechselwirkung mit zeitveränderlichen Magnetfeldern ΔB(t)in Frage. Sie weisen senkrechte Komponenten auf.
Die senkrechten Komponenten, ΔBx(t) und ΔBy(t), die mit einer Larmor-Kreisfrequenz ωL = -γιB0 oszillieren, induzieren Übergänge zwischen den aufgespaltenen Kernniveaus und führen schließlich zu einer nicht- adiabatischen, irreversiblen Relaxation der
Längsmagnetisierung Mz. Als Hauptursachen dieser Störfelder sind bekannt:
1. Anisotropie der Abschirmung: ΔBshift(t),
2. Schwankungen durch direkte Kerndipol-Kerndipol- Wechselwirkung: ΔBdipolar ( t ) ,
3. Spin-Rotation-Wechselwirkung: ΔB3pin-rot (t ) ,
4. Wechselwirkung mit paramagnetischen Atomen oder Molekülen: ΔBpara(t).
Dieser Relaxationsprozess findet auf mikroskopischer Skala statt (1 - 10 A) und wird durch die longitudinale oder auch Spin-Gitter-Relaxationszeit Ti beschrieben. Die letzte Bezeichnung verweist auf die Vorstellung, dass die molekularen Bewegungen ein thermisches „Phononenbad", das sogenannte Gitter, realisieren. Je näher die
Resonanzfrequenz des Kerns τπL/ (2π) bei der Phononenfrequenz
- ~ 1 MHz für biologisches Gewebe - liegt, desto bereitwilliger und häufiger liegt das Gitter in einer geeigneten Konfiguration vor, um Kernspinenergie resonant abzuführen. Die in der Medizin verwendeten
Resonanzfrequenzen liegen weit über 1 MHz, so dass schwächere Hauptfelder B0 zu einem stärkeren Energieaustausch zwischen Kernspins und Phononenbad führen, woraus ein kürzeres Ti resultiert, i = Ti (Bo) . Typische Werte für Ti liegen in Flüssigkeiten zwischen 10~4 s und 10 s. Aufgrund der viel langsameren Bewegung der Atome im Kristallgitter, ist Ti in Festkörpern etwa um zwei Größenordnungen (10~2 bis 103) länger.
Einen besonderen, diesmal adiabatischen Beitrag zur Relaxation auf mikroskopischer Ebene liefert überwiegend die indirekte Kernspin-Kernspin-Wechselwirkung, indem sie das lokale Magnetfeld am Ort eines Kerns für eine kurze „Einwirkzeit" τ um ΔBZ vergrößert. Danach präzediert der Kernspin mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δφ = -γIΔBzτ relativ zur Präzession im äußeren Magnetfeld B0. Insgesamt geht durch diesen Effekt die Phasenbeziehung äquivalenter Kernspins verloren und die Quermagnetisierung in der xy- Ebene fächert auf. Diese Relaxation der Quermagnetisierung wird durch eine transversale Relaxationszeit T2 charakterisiert, die auch als Spin-Spin-Relaxationszeit bezeichnet wird. Die Anwesenheit paramagnetischer
Fremdatome kann ebenso einen Spindichte-Transfer zum Kernort zur Folge haben und so T2 verkleinern. In mesoskopischen Dimensionen (1 - 100 μm) vermindern Diffusion und Perfusion der Kernspins in lokalen Suszeptibilitätsgradienten die T2-Zeit.
Aufgrund ihrer Ursachen ist T2 fast unabhängig von der Stärke des Hauptmagnetfeldes B0. Jedoch ist mit der Tι~ Relaxation immer auch eine Relaxation der Quermagnetisierung verbunden. T2 kann also nie größer sein als Ti. In Flüssigkeiten liegt T2 etwa eine Größenordnung unterhalb Ti, in Festkörpern hingegen ist die „Einwirkzeit" x deutlich größer, so dass hier üblicherweise T2 « Ti ist.
Die Kernmagnetresonanztomographie wird unter anderem dazu eingesetzt, eine spektroskopische Information oder eine Bildinformation über eine Substanz zu erhalten. Eine Kombination der kernmagnetischen Resonanztomographie mit Techniken der Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI ) ergibt ein räumliches Bild der chemischen Zusammensetzung der Substanz.
Magnetische Resonanzbildgebung ist einerseits eine ausgereifte Bildgebungsmethode, die weltweit im klinischen Einsatz ist. Andererseits ist magnetische Resonanzbildgebung auch außerhalb des medizinischen Bereiches ein sehr wichtiges Untersuchungswerkzeug für Industrie und Forschung. Anwendungen sind beispielsweise Untersuchungen von Nahrungsmitteln, Qualitätskontrollen, präklinische Untersuchungen von Medikamenten in der pharmazeutischen Industrie oder die Untersuchungen von geologischen Strukturen, wie Porengrößen in Gesteinsproben für die Erdölexploration.
Die besondere Stärke der magnetischen Resonanzbildgebung rührt aus der Tatsache her, dass sehr viele Parameter nukleare kernmagnetische Resonanzsignale beeinflussen. Durch eine sorgfältige und kontrollierte Veränderung dieser Parameter können Experimente durchgeführt werden, die geeignet sind, den Einfluss des ausgewählten Parameters zu zeigen.
Beispiele von relevanten Parametern sind
Diffusions orgänge, WahrscheinlichkeitsdichteVerteilungen von Protonen oder eine Spin-Gitter-Relaxationszeit.
Bei der Kernresonanztomographie werden Atomkerne, welche ein magnetisches Moment besitzen, durch ein extern angelegtes Magnetfeld ausgerichtet. Dabei führen die Kerne um die Richtung des Magnetfeldes eine Präzessions-Bewegung it einer charakteristischen Kreisfrequenz (Larmor- Frequenz) aus. Die Larmor-Frequenz hängt von der Stärke des magnetischen Feldes und von den magnetischen Eigenschaften der Substanz ab, insbesondere von der gyromagnetischen Konstante γ des Kerns. Die gyromagnetische Konstante γ ist eine für jede Atomart charakteristische Größe. Die
Atomkerne weisen ein magnetisches Moment μ = γ x p auf, wobei p den Drehimpuls des Kerns bezeichnet.
Eine zu untersuchende Substanz, beziehungsweise eine zu untersuchende Person, werden bei der
Kernresonanztomographie einem gleichförmigen Magnetfeld unterworfen. Das gleichförmige Magnetfeld wird auch als Polarisationsfeld B0 und die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes als z-Achse bezeichnet. Die individuellen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe präzedieren mit ihrer charakteristischen Larmor-Frequenz um die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes.
Eine Nettomagnetisierung Mz wird in der Richtung des Polarisationsfeldes erzeugt, wobei sich die zufällig orientierten Magnetkomponenten in der Ebene senkrecht hierzu (x-y-Ebene) einander aufheben. Nach Anlegen des gleichförmigen Magnetfeldes wird zusätzlich ein Anregungsfeld Bi erzeugt. Das Anregungsfeld Bi ist in der x-y-Ebene polarisiert und weist eine Frequenz auf, die möglichst nahe an der Larmor-Frequenz liegt. Hierdurch kann das Nettomagnetmoment Mz so in die x-y-Ebene gekippt werden, dass eine quermagnetische Magnetisierung Mt entsteht. Die Querkomponente der Magnetisierung rotiert in der x-y-Ebene mit der Larmor-Frequenz.
Durch eine zeitliche Variation des Anregungsfeldes können verschiedene zeitliche Abfolgen der quermagnetischen Magnetisierung Mt erzeugt werden. In Verbindung mit wenigstens einem angelegten Gradientenfeld können verschiedene Schichtprofile realisiert werden.
Insbesondere in der medizinischen Forschung besteht ein Bedürfnis, Informationen über anatomische Strukturen, räumliche Verteilungen von Substanzen ebenso wie über die Gehirnaktivität, beziehungsweise über Blutfluss oder Deoxyhämoglobinkonzentrationsänderungen in tierischen und menschlichen Organen zu erlangen.
Magnetresonanz-Spektroskopie (MRS) ermöglicht die Messung der räumlichen Dichteverteilung bestimmter chemischer Komponenten in einem Material, insbesondere in biologischem Gewebe.
Eine grundlegende Darstellung einer spektroskopischen Echo- Planar-Bildgebung (Echo-Planar-Spectroscopic-Imaging - EPSI) ist in dem Artikel von P. Mansfield: Magn. Reson. Med., 1, S.370, 1984, dargestellt.
Eine schnelle Magnetresonanz-Bildgebung (Magnetic Resonance Imaging - MRI) in Verbindung mit Magnetresonanzspektroskopie (Magnetic Resonance Spectroscopy - MRS) macht es möglich, örtliche Verteilungen von Stoffwechselprozessen zu untersuchen. Beispielsweise wird eine regionale Hämodynamik mit Veränderungen in Blutvolumina und Blutzuständen sowie Änderungen des Stoffwechsels in vivo in Abhängigkeit von einer Gehirnaktivität ermittelt, siehe: S. Posse et. al . :
Functional Magnetic Resonance Studies of Brain Activation; Seminars in Clinical Neuropsychiatry, Vol. 1, No 1, 1996; p. 76-88. Durch NMR-Bildgebungsmethoden werden Schichten oder Volumina selektiert, die unter dem geeigneten Einstrahlen von Hochfrequenzimpulsen und dem Anlegen von magnetischen Gradientenfeldern ein Messsignal liefern, welches digitalisiert und in einem ein- oder mehrdimensionalen Feld in einem Messcomputer gespeichert wird.
Aus den aufgenommenen Rohdaten wird durch eine ein- oder mehrdimensionale Fourier-Transformation die gewünschte Bildinformation gewonnen (rekonstruiert) .
Ein rekonstruiertes Schichtbild besteht aus Pixeln, ein Volumendatensatz aus Voxeln. Ein Pixel (Picture Element) ist ein zweidimensionales Bildelement, beispielsweise ein Quadrat. Das Bild ist aus den Pixeln zusammengesetzt. Ein Voxel (Volume Pixel) ist ein dreidimensionales Volumenelement, beispielsweise ein Quader. Die Abmessungen eines Pixels liegen in der Größenordnung von 1mm2, die eines Voxels von 1mm3. Die Geometrien und Ausdehnungen können variabel sein.
Da aus experimentellen Gründen bei Schichtbildern niemals von einer streng zweidimensionalen Ebene ausgegangen werden kann, wird häufig auch hier der Begriff Voxel verwendet, welcher besagt, dass die Bildebenen eine Dicke haben.
Aufgrund großer Unterschiede der Signalintensität einzelner chemischer Substanzen und durch Bewegungen eines Messobjektes können bei Bildgebung und Spektroskopie Lokalisationsartefakte entstehen.
Insbesondere ist es bei Untersuchungen des Gehirns erforderlich, Signale von Substanzen, die außerhalb des Gehirns, jedoch innerhalb einer zu untersuchenden Schicht, lokalisiert sind, zu unterdrücken. Bei Magnetresonanz mit Protonen (1H) sind dies Substanzen, beispielsweise Lipide, welche 1H enthalten.
Die Lipide überdecken einen recht breiten Frequenzbereich, der mit dem der meisten Metaboliten zusammenfällt. Bei spektroskopischen Untersuchungen des Gehirns ist die auch als Lipidunterdrückung bezeichnete Unterdrückung von
Signalen von Substanzen, die außerhalb des Gehirns, jedoch innerhalb der zu untersuchenden Schicht lokalisiert sind, erforderlich, weil die hierdurch hervorgerufenen Signale sehr viel größer sein können als Signale in zu untersuchenden Gehirnregionen.
Da sich die Lipide im menschlichen Kopf überwiegend in der Peripherie des Schädels befinden, ist eine Möglichkeit der Lipidunterdrückung, die Kernspins in der Peripherie gar nicht erst anzuregen. Ein räumlich lokalisiertes Spektrum wird durch eine Signalunterdrückung in Regionen außerhalb eines zu untersuchenden Volumens erzielt. Derartige Techniken werden als Single-Voxel-Techniken bezeichnet.
Eine bekannte Single-Voxel-Technik namens STEAM ist in den folgenden Artikeln beschrieben:
• Garnot J. (1986) : Selected volume excitation using stimulated echoes (VEST) Applications to spatially localized spectroscopy and imaging; J. Magn. Resin., 70: p. 488-492;
• Commit R, Hoepfel D. (1987) : Volume selective multipulse spin echo spectroscopy. J. Magn. Reson., 72: p. 379-384;
• Frahm J, Merboldt KD, Haenicke W. (1987) : Localized proton spectroscopy using stimulated echoes . J. Magn. Reson., 72: p. 502-508.
Eine weitere Volumenlokalisationsmethode mit einer Single- Voxel-Technik namens PRESS ist in der U. S . -Patentschrift 4 480 228 von Bottomley P.A. (1984) : „Selective volume method for performing localized NMR spectroscopy" offenbart.
Eine andere bekannte Volumenlokalisationsmethode mit einer Single-Voxel-Technik ist dargestellt von Ordidge RJ, Bendali MR, Gordon RE, Conelly A. : Volume selection for in- vivo biological spectroscopy in dem Buch: Magnetic Resonance in Biology and Medicine, Herausgeber: Govil, Khetrapal and Saran, New Delhi, India, Tata McGraw-Hill Publishing Co. Ltd., p. 387 (1985).
Die bekannten Single-Voxel-Techniken weisen gegenüber einer spektroskopischen Bildgebung den Nachteil auf, dass eine Untersuchung der räumlichen Verteilung von chemischen Substanzen nur eingeschränkt möglich ist. Ein weiterer Nachteil der bekannten Verfahren ist eine Begrenzung der Signalunterdrückung außerhalb eines Zielvolumens durch Imperfektionen der Schichtselektion, wobei eine geringe Lipidunterdrückung erzielt wird und/oder wobei eine Selektion lediglich von rechteckigen Zielvolumina möglich ist.
Insbesondere bei kurzen Echozeiten ist es schwierig, Störungen durch Signale von peripheren Lipiden, die eine kurze Relaxationszeit T2 aufweisen, zu vermeiden.
Es ist bekannt, den Einfluss der Lipid-Verunreinigung durch die Wahl von langen Echozeiten zu verringern.
Ausführungsbeispiele sind in den nachfolgenden Artikeln genannt :
• Frah J, Bruhn H, Gyngell ML, Merboldt KD, Haenicke W, Sauter R. (1989) : Localized high resolution proton NMR spectroscopy using stimulated echoes . Initial application to human brain in vivo. Magn. Reson. Med. ) : p. 79-93.
• Frahm J, Bruhn H, Haenicke W, Merboldt KD, Mursch K, Markakais E. (1991) : Localized proton NMR spectroscopy of brain tu ors using short-echo time STEAM sequences. J. Comp. Assist. Tomogr., 15 (6), p. 915-922.
• Moonen CTW, Sobering G, van Zijl PCM, Gillen J, von Kienlin M, Bizzi A. (1992) : Proton spectroscopic imaging of human brain. J. Mange. Reson., 98 (3): p. 556-575.
Eine dreidimensionale spektroskopische Bildgebung mit Lipidunterdrückung durch globale Inversion des Signals unter Ausnutzung von Unterschieden der longitudinalen
Relaxation zwischen einzelnen chemischen Substanzen ist in dem Artikel von Adalsteinsson, E., Irarrazabal, P., Spielman, DM., Macovski, A. (1995): Three-Dimensional Spectroscopic Imaging with Ti e-Varying Gradients; Magn. Reson. Med., 33: p. 461-466, beschrieben.
Eine verbesserte Wasser- und Lipidunterdrückung durch spektral selektive Dephasierungspulse ist als BASING- Technik bekannt. Eine Beschreibung der BASING-Technik findet sich in Star-Lack J, Nelson SJ, Kurhanewicz J, Huang R, Vigneron D. (1997) : Improved water and lipid suppression for 3D PRESS CSI using RF Band selective inversion with gradient dephasing (BASING). Magn. Reson. Med. 38: p. 311- 321.
Das BASING-Verfahren beinhaltet einen frequenzselektiven Rephasierungspuls in Verbindung mit unmittelbar vorher und nachher geschalteten Gradientenpulsen mit entgegengesetzten Vorzeichen, was zu einer Dephasierung führt.
Durch funktionale Kernmagnetresonanz ist es möglich, dynamische Veränderungen zu erfassen und hierdurch einen zeitlichen Verlauf von Prozessen zu überwachen.
Bei funktionaler Kernmagnetresonanz-Bildgebung (functional Magnetic Resonance Imaging - fMRI) werden Bilder erzeugt, die lokale Veränderungen verdeutlichen.
Ferner ist bekannt, mit funktionaler Kernmagnetresonanz, beziehungsweise mit funktionaler Kernmagnetresonanz- Bildgebung eine neuronale Aktivierung zu untersuchen. Die neuronale Aktivierung äußert sich in einer Zunahme des Blutflusses in aktivierten Gehirnarealen, wobei es zu einer Abnahme der Deoxyhämoglobinkonzentration kommt. Deoxyhämoglobin (DOH) ist ein paramagnetischer Stoff, welcher die Magnetfeldhomogenität verringert und damit die Signalrelaxation beschleunigt. Oxyhämoglobin hat eine magnetische Suszeptibilität, die im Wesentlichen der
Gewebestruktur im Gehirn entspricht, so dass magnetische Feldgradienten über einer Grenze zwischen oxyhämoglobinhaltige Blut und dem Gewebe sehr klein sind. Sinkt die DOH-Konzentration aufgrund einer einen zunehmenden Blutfluss auslösenden Gehirnaktivität, so wird die Signalrelaxation in den aktiven Arealen des Gehirns verlangsamt. Angeregt werden in erster Linie die Protonen des Wasserstoffes im Wasser. Eine Lokalisation von
Gehirnaktivität wird ermöglicht, indem eine Untersuchung mit funktionalen NMR-Methoden angewendet wird, welche das NMR-Signal mit einer Zeitverzögerung (Echo-Zeit) messen. Dies wird auch als suszeptibilitätsempfindliche Messung bezeichnet. Der biologische Wirkmechanismus ist in der
Literatur unter dem Namen BOLD-Effekt (Blood Oxygen Level Dependent - Effekt) bekannt und führt bei suszeptibilitätsempfindlichen magnetischen Resonanzmessungen bei einer Feldstärke eines statischen, beispielsweise 1,5 Tesla starken Magnetfeldes, zu bis ca. 5%igen Schwankungen der Bildhelligkeit in aktivierten Hirnregionen. Anstelle des endogenen Kontrastmittels DOH können auch andere Kontrastmittel treten, die eine Änderung in der Suszeptibilität hervorrufen. Auch hier ist eine Unterdrückung von Lipidsignalen vorteilhaft. Dabei wird vorzugsweise eine frequenzselektive Lipid-Vorsättigung angewendet .
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die Auflösung der aufgenommenen Bilder zu verbessern und einen Einfluss von Störsignalen zu verringern.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, dass nach dem Anregungspuls und einer Aufnahme von wenigstens einem hochaufgelösten Bild wenigstens ein
Rephasierungspuls, der die transversale Magnetisierung rephasiert, angelegt wird und dass anschließend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden. Es ist vorteilhaft, das Verfahren so durchzuführen, dass das hochaufgelöste Bild vor dem Anregungspuls erzeugt wird.
Ferner ist es zweckmäßig, dass das hochaufgelöste Bild nach dem Anregungspuls erzeugt wird.
Es ist vorteilhaft, das Verfahren so durchzuführen, dass nach dem Rephasierungspuls wenigstens ein weiteres hochaufgelöstes Bild aufgenommen wird.
Ferner ist es zweckmäßig, dass die Auflösung der weiteren Bilder zeitlich variiert wird.
Es ist vorteilhaft, das Verfahren so durchzuführen, dass weitere Bilder vor dem Rephasierungspuls eine andere Auflösung aufweisen als nach dem Rephasierungspuls.
Ferner ist es zweckmäßig, dass der Anregungspuls ein 90°- Puls ist.
Es ist vorteilhaft, dass der Rephasierungspuls ein 180°- Puls ist.
Zur Erzielung einer höheren Auflösung ist es zweckmäßig, dass das hochaufgelöste Bild als ein Referenzbild (REF<hi- res>) aufgenommen wird und dass die weiteren Bilder mit einer geringeren Auflösung (KEY<low-res>) und dass die Auflösung der weiteren Bilder durch eine Verknüpfung mit dem Referenzbild (REF<hi-res>) verbessert wird.
Eine weitere Erhöhung der Auflösung kann dadurch erzielt werden, dass die Verknüpfung der weiteren Bilder mit dem Referenzbild (REF<hi-res>) verbessert im Wesentlichen der Formel
(REF<hi-res>) = (REF<hi-k>) + (REF<low-k>)
entspricht, wobei (REF<hi-k>) äußere Bereiche in dem k-Raum wiedergibt und wobei (REF<low-k>) zentrale Bereiche im k- Rau wiedergibt.
Es ist vorteilhaft, dass das hochaufgelöste Bild in einem k-Raum einer größeren Matrix-Größe entspricht als die weiteren, niedriger aufgelösten Bilder.
Zu einer Rekonstruktion von hochaufgelösten Bildern aus den niedrig aufgelösten Bildern ist es zweckmäßig, dass bei wenigstens einigen der niedriger aufgelösten Bilder eine Phasenkorrektur vorgenommen wird.
Hierbei ist es besonders vorteilhaft, dass die Phasenkorrektur so vorgenommen wird, dass Diskontinuitäten in Randbereichen von Messzeitintervallen korrigiert werden.
Ferner ist es zweckmäßig, dass die niedriger aufgelösten Bilder nach der Phasenkorrektur in rekonstruierte Bilder transformiert werden.
Es ist besonders vorteilhaft, dass die rekonstruierten Bilder so miteinander kombiniert werden, dass wenigstens eine graphische Darstellung einer Relaxationszeit T2 * erstellt wird.
Ferner ist es zweckmäßig, dass die rekonstruierten Bilder so miteinander verknüpft werden, dass ein Signal-zu-Rausch- Verhältnis verbessert wird.
Eine geeignete Methode, Bilder zu gewinnen, ist eine Fourier-Transformation. Zu einer Geschwindigkeitserhöhung eignet sich eine schnelle Fourier-Transformation (Fast Fourier-Transformation - FFT) .
Bei der Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um eine spektroskopische Echo-Planar-Bildgebungsmethode, insbesondere um eine wiederholte dreidimensionale (x, y, t) Echo-Planar-Bildgebungsmethode, welche aus einer wiederholten Anwendung einer zweidimensionalen Echo-Planar- Bildkodierung besteht. Eine räumliche Kodierung erfolgt in einem möglichst kurzen Zeitraum, welcher während eines Signalabfalls mehrfach wiederholt wird und vorzugsweise 20 bis 100 ms beträgt. Durch die mehrfache Wiederholung der Echo-Planar-Kodierung während eines Signalabfalls wird ein Verlauf des Signalabfalls in der Abfolge von rekonstruierten Einzelbildern dargestellt.
Die erfindungsgemäße Echo-Planar-Bildgebung ist sehr schnell. Daher eignet sie sich insbesondere für die Erfassung funktionaler Bilder des gesamten Gehirns, bei der sonst wesentlich größere Aquisitionszeiten erforderlich sind. Bei einer Feldstärke von beispielsweise 1,5 T beträgt die Zeit, die zur Aufnahme einer Schicht erforderlich ist, etwa 100 ms, was bei einer vernünftigen Abdeckung des gesamten Gehirns in beispielsweise 32 Schichten eine gesamte Aufnahmezeit von etwa 4 sec. erfordert. Die hämodynamische Antwortfunktion (Hae odynamic Response
Curve) sollte hingegen in einem Zeitraster erfasst werden, das ausreicht, um eine gute Datenanpassung vorzunehmen. Es ist möglich, durch eine mehrfache Wiederholung der Messungen mit schrittweise versetzten Zeitverschiebungen zu Ergebnissen zu gelangen, die Messungen mit einer kleineren Rasterzeit entsprechen.
Obwohl diese Methode grundsätzlich anwendbar ist, ist sie mit dem Nachteil verbunden, dass durch die mehrfache Wiederholung der Messungen die gesamte Messzeit ansteigt und dass Instabilitäten des zur Untersuchung der kernmagnetischen Resonanz eingesetzten Scanners die Messung beeinflussen. Eine zusätzliche räumliche Ungenauigkeit entsteht dadurch, dass ein zu untersuchender Patient sich bewegt.
Die Keyhole („Schlüsselloch") -Bildgebungsmethode sieht vor, ein Signal im reziproken k-Raum in zwei verschiedene Bereiche zu separieren; erstens in einen Zentralbereich mit kleinen räumlichen Frequenzen, der verantwortlich für die Kontrastgebung in dem erzeugenden Bild ist, und zweitens in äußere Regionen des k-Raums, die hohe räumliche Frequenz aufweisen und die wesentliche Information über die räumliche Auflösung enthalten. Bei mehreren zeitlich aufeinander folgenden Messungen, bei denen Kontraständerungen untersucht werden, ist es zweckmäßig, der Untersuchung nur den zentralen Bereich des k-Raums zugrunde zu legen.
Weitere Vorteile, Besonderheiten und zweckmäßige Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen und der nachfolgenden Darstellung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels anhand der Zeichnungen.
Von den Zeichnungen zeigt Fig. 1 in vier Teilbildern - a, b, c und d k-Räume und zugehörige Ortsräume und
Fig. 2 einen zeitlichen Verlauf einer Relaxationszeit T2 mit einer Anregungssequenz und Messzeitfenstern zu seiner Erfassung.
Eine Veranschaulichung dieser Methode ist in den vier Teilbildern - a, b, c und d von Fig. 1 wiedergegeben.
In Fig. 1, Teilbild a ist ein k-Raum dargestellt, der durch eine Fourier-Transformation in einen realen Raum überführt werden kann, der in Teilbild b dargestellt ist.
In Teilbild c sind nur 16 zentrale Linien des k-Raums erfasst. Durch eine Fourier-Transformation entsteht das in Teilbild d dargestellte niedrig aufgelöste Bild.
Um zu einer gewünschten höheren Ortsauflösung zu gelangen, wird für die Keyhole-Methode zunächst ein hochaufgelöstes Referenzbild (REF<hi-res>) aufgenommen. Dieses Bild wird durch Auswertung der Daten eines gesamten k-Raums gewonnen. Nachfolgend werden Keyhole-Bilder (KEY<low-res>) aufgenommen. Die hochaufgelösten Bilder können formelmäßig wie folgt dargestellt werden:
(REF<hi-res>) = (REF<hi-k>) + (REF<low-k>) ,
wobei (REF<hi-k>) äußere Bereiche in dem k-Raum wiedergibt und wobei (REF<low-k>) zentrale Bereiche im k-Raum wiedergibt. Dynamische Bilder mit hoher Auflösung können gemäß der nachfolgend dargestellten Formel gewonnen werden:
(DYN<hi-res>)=(REF<hi-k>)+(KEY<low-res>) .
Hierdurch werden die dynamischen Bilder durch zentrale Bereiche der einzelnen aufgenommenen Bilder erzeugt, wobei periphere Bereiche des Referenzbildes zu einer Ortsauflösung führen.
Diese Methode ist jedoch mit dem Nachteil verbunden, dass Variationen zwischen verschiedenen Bildern, beispielsweise im Signal-Rausch-Verhältnis (Signal to Noise-Ratio - SNR) , in der Amplitude und/oder in Phasenvariationen entstehen können. Diese Diskontinuitäten führen zu Bildartefakten, die korrigiert werden sollen.
Eine besonders vorteilhafte Methode der Korrektur dieser Artefakte ist nachfolgend dargestellt.
In Fig. 2 ist ein Sequenz-Diagramm dargestellt
Im dargestellten Fall erfolgt eine Echo-Planar-Bildgebung nach einem Anregungspuls, vorzugsweise einem 90°-Puls. Es ist jedoch gleichfalls möglich, dass die Echo-Planar- Bildgebung vor dem Anregungspuls erfolgt.
Nach dem Anregungspuls, vorzugsweise einem 90°-Puls, wird die Relaxationzeit T2 * aufgenommen.
Die erste Aufnahme erfolgt durch ein hochaufgelöstes Bild, was eine größere Zeit erfordert. Bei dem dargestellten zeitlichen Verlauf sind bevorzugte zeitliche Erfassungsfenster separat markiert.
Unmittelbar nach dem Anregungspuls wird ein hochaufgelöstes Bild HI-RES EPI aufgenommen.
Durch jeweils einen Spin-Echo-Rephasierungspuls (180°) werden die Einflüsse lokaler Hauptfeldinhomogenitäten auf die Dephasierung der Quermagnetisierung zunichte gemacht, so dass an Stelle von T2* tatsächlich die reine Spin-Spin- Relaxationszeit T2 den Signalabfall im rekonstruierten Bild bestimmt .
Unmittelbar hiernach werden die einzelnen Messungen mit einer Aufnahme von lediglich zentralen Bereichen des k-
Raums (Keyhole-Messungen) durchgeführt. Eine Rekonstruktion der Keyhole-Bilder zur Erzeugung von vollaufgelösten Bildern wird durch eine Phasen-Korrektur vorgenommen.
Hierzu eignet sich eine Vielzahl von Phasen- Korrekturmethoden.
Nachfolgend sind bevorzugte Durchführungsformen eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur schnellen spektroskopischen Metaboliten-Bildgebung mittels eines
Kernspin-Tomographen, bestehend aus einer volumenselektiven Signalanregung (PRESS = Point RESolved Spectroscopy) mit nachfolgender räumlich-spektraler Kodierung (EPSI = Echo Planar Spectroscopic Imaging), dargestellt.
Bei der Magnetresonanzspektroskopie (MRS) entstehen Schnittbilder mit einem vorgegebenen Raster von Nγ Zeilen und Nx Spalten (CSI = Chemical Shift Imaging) . Bevorzugte Verfahrensschritte sind nachfolgend dargestellt:
1. Zunächst werden die im interessierenden Volumen der Probe befindlichen, in Anwesenheit eines äußeren Magnetfeldes B0 = B0ez polarisierten, resonanten
Kernspins mittels geeigneter RF-Strahlung (RF = Radio Frequency) zur Signalgebung angeregt. Die durch die Kernspins insgesamt geformte Magnetisierung M besitzt danach eine messbare, zu B0 orthogonale Komponente Mxγ, die mit der Winkelgeschwindigkeit ω = -γB0 präzediert.
2. Anschließend erfolgt die räumliche Kodierung des Signals durch die kurzzeitige Anwendung magnetischer Feldgradienten G = ΔB0/Δr, deren Aufgabe es ist, das äußere Magnetfeld linear mit dem Ort r zu variieren. Die resonanten Kernspins präzedieren dadurch kurzzeitig mit einer zusätzlichen Kreisfrequenz Δω(r) = -γGr und senden nach Abschalten des Gradienten G ein phasenmoduliertes MR-Signal aus.
3. Dieses modulierte MR-Signal wird nun für eine genügend lange Zeit, d.h. in etwa so lange, bis Mj« vollständig dephasiert ist, und in genügend kurzen Zeitabständen abgetastet .
4. Die Schritte 2 und 3 werden so oft wiederholt, wie das Schnittbild Rasterpunkte aufweisen soll, also (Nγ*Nx) - mal. Bei jeder Wiederholung wird die Gradientenstärke G oder die Zeitdauer der Anwendung variiert, wie es für eine korrekte räumliche Kodierung notwendig ist.
5. Mittels eines Digitalrechners werden die so akquirierten Datenpunkte dann weiterverarbeitet und letztlich die Schnittbilder berechnet.
Für die Durchführung reichen jedoch auch einzelne der genannten Schritte. Beispielsweise können bei Verzicht auf eine ortsaufgelöste Kodierung der zweite und der vierte Schritt entfallen. Es ergeben sich als Resultat jeweils ortsaufgelöste Frequenzspektren, aus denen die relative Konzentration einzelner chemischer Komponenten berechnet werden kann. Diese sind deswegen unterscheidbar, weil das effektive Magnetfeld am Ort eines Kerns und damit auch dessen Präzessionsfrequenz von seinem Muttermolekül abhängen, welches das äußere Magnetfeld mehr oder weniger stark abschirmt.
Am zweckmäßigsten werden für die Untersuchung von biologischem Gewebe Protonen als resonante Kerne gewählt. Dabei sollen die sehr starken Signale des Wassers und der Lipide mit Konzentrationen im zweistelligen molaren Bereich unterdrückt werden, um die interessanten
Stoffwechselprodukte (Metabolite) im millimolaren Bereich zu detektieren. Das Signal der Wasserprotonen ist relativ leicht zu unterdrücken, da dieses im Frequenzspektrum quasi isoliert dasteht und deswegen durch geeignete RF-Strahlung zunichte gemacht werden kann. Es gibt Kombinationen von
CHESS-Pulsen (CHESS = CHEmical Shift Selective) , mit denen sich Unterdrückungsfaktoren von bis zu 3000 erzielen lassen.
Zur Reduktion der Messdauer um mehr als eine Größenordnung bei ortsaufgelöster Spektroskopie läßt sich die Phasenkodierung teilweise mit dem Auslesen des MR-Signals verbinden. Der Vorteil liegt in einer um den Faktor Nx verkürzten Messdauer.
Nachdem diese Auslesung der Messdaten vollständig ist, werden die Messdaten in geeigneter Weise uminterpretiert, vorzugsweise als (kx, kγ) -Schichten zu verschiedenen Zeitpunkten t. Formal geschieht dies durch eine Umordnung der Messdaten. Danach können die Daten mit den üblichen Methoden der herkömmlichen spektroskopischen Bildgebung weiterverarbeitet werden.
Die Koordinaten (kx,kγ) sind lediglich beispielhaft dargestellt. Der Fachmann kann für jede Untersuchung geeignete (kx,kγ) auswählen.

Claims

Patentansprüche :
1. Bildgebungsverfahren zur Untersuchung von Substanzen, in denen durch indirekte Kernspin-Kernspin- Wechselwirkung eine Präzession von wenigstens einigen Kernspins mit einem zusätzlichen Phasenwinkel Δφ = - γιΔBzτ relativ zu einer bereits vorhandenen Präzession in einem äußeren Magnetfeld erzeugt wird, so dass eine transversale Magnetisierung senkrecht zu dem äußeren Magnetfeld auffächert, so dass eine Relaxation der transversalen Magnetisierung mit Relaxationszeiten T2 erzeugt wird, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass nach dem Anregungspuls und einer Aufnahme von wenigstens einem hochaufgelösten Bild wenigstens ein Rephasierungspuls, der die transversale Magnetisierung rephasiert, angelegt wird und dass anschließend weitere Bilder mit einer geringeren Auflösung aufgenommen werden.
2. Verfahren nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass das hochaufgelöste Bild vor dem Anregungspuls erzeugt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass das hochaufgelöste Bild nach dem Anregungspuls erzeugt wird.
. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass nach dem Rephasierungspuls wenigstens ein zusätzliches hochaufgelöstes Bild aufgenommen wird.
5. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Auflösung der weiteren Bilder zeitlich variiert wird.
6. Verfahren nach Anspruch 5, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die weiteren Bilder vor dem Rephasierungspuls eine andere Auflösung aufweisen als nach dem Rephasierungspuls.
7. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass der Anregungspuls ein 90°- Puls ist.
8. Verfahren nach einem oder mehreren der vorangegangenen Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass der Rephasierungspuls ein 180°-Puls ist.
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