DE19750214A1

DE19750214A1 - Verfahren zur Erzeugung kernspinspektroskopischer Signale durch räumliche Modulation von z-Magnetisierung

Info

Publication number: DE19750214A1
Application number: DE19750214A
Authority: DE
Inventors: Juergen Hennig
Original assignee: Albert Ludwigs Universitaet Freiburg; Universitaetsklinikum Freiburg
Current assignee: Albert Ludwigs Universitaet Freiburg; Universitaetsklinikum Freiburg
Priority date: 1997-11-13
Filing date: 1997-11-13
Publication date: 1999-05-27
Anticipated expiration: 2017-11-14
Also published as: US6246238B1; DE19750214C2; GB2333157A; GB9824996D0; GB2333157B

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren der magnetischen Kern resonanz (NMR) bei welchem eine in einem äußeren Magnetfeld befindliche Menge von magnetischen Kernen unterschiedlicher Larmorfrequenzen, wobei die Unterschiede der Larmorfrequen zen entweder über die Art der Kerne oder die Inhomogenität des verwendeten Magnetfeldes vorgegeben ist oder durch Ein wirkung eines zusätzlichen Magnetfeldgradienten bewirkt wird, einer Folge von mindestens zwei Hochfrequenzimpulsse quenzen im zeitlichen Abstand tm unterworfen wird, wobei die erste Hochfrequenzimpulssequenz die Erzeugung einer bezüg lich der Verteilung der Larmorfrequenzen periodischen Modu lation der z-Magnetisierungen mit einem Modulationsabstand 2Δω bewirkt und die zweite Hochfrequenzimpulssequenz diese periodisch modulierten z-Magnetisierungen in transversale Magnetisierung überführt, welche zur Signalgebung führt.

Ein solches Verfahren ist z. B. bekannt aus der DE 34 45 689 A1.

Das erfindungsgemäße Verfahren beschäftigt sich mit einer kernspintomographischen Methode zur Verbesserung der Signal intensität sogenannter stimulierter Echos. Diese Art der Si gnalbildung weist in der bisher bekannten Form gegenüber di rekt refokussierten Spin Echos den Nachteil einer Reduktion der Amplitude um 50% auf. Mit dem erfindungsgemäßen Verfah ren wird eine Methode aufgezeigt, welche diesen Nachteil vermeidet und zur Bildung von stimulierten Echos mit einer im Grenzfall zu einem Spin-echo identischen Amplitude führt.

Einführung

Der Mechanismus der Bildung eines NMR-Signals als stimulier tes Echo wurde 1950 von Hahn (Hahn, E.L., Spin echoes, Phys. Rev. 80: 580-594 (1950)) eingeführt. In dessen Arbeit wurden stimulierte Echos als ein Spezialfall von Spin Echos eingeführt. Inzwischen hat sich allerdings der Sprachge brauch eingebürgert, demzufolge als Spin Echos diejenigen Signale bezeichnet werden, welche durch Refokussierung von transversaler Magnetisierung mittels eines Hochfrequenzim pulses erzeugt werden. Im folgenden wird diese Nomenklatur angewendet.

In der Literatur sind eine Reihe von Meßverfahren bekannt, welche auf der Signalgebung durch stimulierte Echos beruhen. Ein besonderer Vorteil stimulierter Echos besteht dabei dar in, daß diese - im Gegensatz zu Spin Echos - die Magnetisie rung während eines Teils der Präparation als z-Magnetisie rung belassen, wo sie keinem der für transversale Magneti sierung geltenden Mechanismen der Dephasierung unterworfen ist. Zudem zerfällt die Magnetisierung während des entspre chenden Zeitintervalls mit der longitudinalen Relaxations zeit T1, welche - vor allem bei in vivo-Anwendungen - erheb lich länger ist als die für Spin Echos relevante transversa le Relaxationszeit T2. Allerdings wird dieser Vorteil da durch erkauft, daß stimulierte Echos gegenüber Spin Echos eine Reduktion der Signalamplitude um 50% aufweisen. Stimu lierte Echos sind daher nur dann bevorzugt gegenüber Spin Echos, wenn durch die Dauer der Anregungssequenz im Zusam menhang mit dem langsameren T1-Signalzerfall dieser Nachteil kompensiert wird. Dies ist derzeit vor allem bei Verfahren zur diffusionsgewichteten Bildgebung nach dem Prinzip von Stejskal-Tanner der Fall. In den meisten anderen NMR-Metho den werden vorzugsweise Spin-Echos angewendet, da der Si gnalverlust um einen Faktor 2 auf Grund der intrinsischen Signal-zu-Rausch Probleme der NMR als nachteilig gesehen wird.

In Fig. 2 ist eine Darstellung des Mechanismus der Bildung von stimulierten Echos entsprechend dem Stand der Technik gezeigt. Hierbei sind die Komponenten Mx, My und Mz als Funk tion der Resonanzfrequenz (und damit auf Grund der Larmorbe ziehung ω = γ B₀ mit γ = gyromagnetisches Verhältnis der ma gnetischen Induktion B₀ am Ort der Kerne ) dargestellt. Die folgenden Ausführungen gehen davon aus, daß die Magnetisie rung als Funktion von ω gleich verteilt vorliegt. Eine sol che Gleichverteilung läßt sich - sofern sie durch die Art der untersuchten Probe nicht ohnehin vorgegeben ist - am einfachsten durch Anwendung eines konstanten Magnetfeldgra dienten über die untersuchte Probe erzwingen.

Dann gilt:

a) Zunächst liegt sämtliche Magnetisierung als z-Magnetisie rung mit der Amplitude M₀ vor.
b) Durch einen 90°-Impuls mit Phase y wird Mz in Mx überge führt.
c) Nach einer Zeit te ist die transversale Magnetisierung dephasiert. Es gilt Mx = M₀ cos (ω te), My = M₀ sin (ω te)
d) Durch einen weiteren 90°-Impuls wird Mx wieder in Mz übergeführt, My bleibt zunächst erhalten.
e) Nach einer weiteren Zeit tm ist die transversale Magneti sierung My auf Grund von transversaler Relaxation mit der Zeitkonstante T2 zerfallen, Mz bleibt auf Grund des angenom men wesentlich längeren T1 erhalten.
f) Durch einen weiteren 90°-Impuls wird die sinusoidal modu lierte z-Magnetisierung wieder in Mx übergeführt.
g) Nach einem Zeitintervall te, welches identisch ist zu dem Zeitintervall te zwischen den Schritten b) und c), ist die transversale Magnetisierung moduliert entsprechend Mx = M₀ cos² (ω te), My = M₀ cos (ω te) sin (ω te). Die beobachtbare Signalamplitude S ergibt sich als Integral über die trans versale Magnetisierung und ist damit S = ½ M₀. Dieses Signal ist das stimulierte Echo.

Methodik

Aus der Art der Darstellung des Bildungsmechanismus eines stimulierten Echos nach Fig. 2 wird deutlich, daß der Signal verlust um 50% dadurch auftritt, daß bei Anwendung des zwei ten 90°-Pulses die Hälfte der gesamten Magnetisierung (näm lich Mx) in z-Magnetisierung übergeführt wird, während die andere Hälfte als transversale Magnetisierung verbleibt und damit während des Zeitintervalls tm zerfällt.

Mit diesem Ansatz wird die methodische Verbesserung deut lich, welche dem erfindungsgemäßen Verfahren zu Grunde liegt. Diese besteht darin, die z-Magnetisierung von Schritt a) direkt in eine mit ω modulierte Magnetisierung überzufüh ren, ohne daß ein Zwischenschritt erfolgt, welcher zur Bil dung von nachfolgend verlorener transversaler Magnetisierung führt (Fig. 2).

Eine bevorzugte Art der Ausbildung der z-Magnetisierung be steht dabei in einer Rechteckmodulation entsprechend Fig. 3. Verfahren zur Bildung eines solchen Modulationspulses, wel cher die Aufgabe erfüllt, eine Rechteckmodulation der z-Ma gnetisierung in der gewünschten Art zu bewirken, sind in der Literatur an sich bekannt (siehe Hennig, J, Magn. Reson. Med. 25, 289-98 (1992)). Sie bestehen in einer Überlagerung von n Einzelpulsen mit rechteckigem Inversionsprofil, welche um jeweils 2Δω gegeneinander verschoben sind.

Ebenfalls aus der Literatur an sich bekannt sind Verfahren der Optimierung solcher Einzelpulse vor allem im Hinblick auf eine Beschränkung der benötigten Hochfrequenzleistung (dito). Eine sukzessive Anwendung der n Einzelpulse mit je weils rechteckigem Inversionsprofil ist zwar weniger effizi ent, aber ebenfalls möglich, vor allem wenn die Relaxations zeit T1 deutlich länger ist als die Dauer des von der Folge von Einzelpulsen benötigten Zeitintervalls.

Nach einer Wartezeit tm kann die so präparierte z-Magneti sierung (Fig. 1d, e) im einfachsten Fall durch einen 90°-An regungsimpuls mit einer Anregungsbandbreite Δω_b in Mx über führt werden. Durch zeitliche Evolution der Spins wird der in Fig. 1g) dargestellte Zustand erreicht, für welchen gilt:

Mx = |M₀ cos (2Δω te) (1).

Die Signalintensität S ergibt sich wieder durch Integration zu

S = 2/π M₀ (2)

was ungefähr 0,63 M₀ entspricht.

Bei konstantem Dephasierungsgradient während der gesamten Sequenz ergibt sich der Zeitpunkt des gebildeten Signals zu

te = 1/(2Δω) (3).

Entsprechend der Art der Signalerzeugung wird dieses Signal als z-Modulations-Echo bezeichnet.

Gegenüber dem konventionellen stimulierten Echo ist dies be reits ein Signalgewinn von mehr als 25%. Eine einfache Meß sequenz nach diesem Prinzip ist in Fig. 4a dargestellt, wobei "1" den z-Modulationspuls kennzeichnet, "2" den zur Signal auslesung verwendeten Anregungsimpuls mit im allgemeinen 90° Flipwinkel, "3" das angeregte Signal, welches nach te = 1/(2Δω) auftritt und "4" die Prozesse ω_disp kennzeichnet, welche zu einer Gleichverteilung der Spindichte als Funktion der Beobachtungsfrequenz dienen (also im einfachsten Fall die Anwendung eines Magnetfeldgradienten konstanter Stärke). Diese können zum einen durch die physikalischen Eigenschaf ten der Probe (Feldinhomogenität, Linienbreite der unter suchten Substanz) vorgegeben sein.

Eine solche Gleichverteilung kann jedoch auch durch Anlegen eines Magnetfeldgradienten erzwungen werden. Eine (zumindest annähernde) Gleichverteilung muß dabei über den in der Mes sung erfaßten Frequenzbereich der Larmorfrequenzen der be obachteten Spins gelten. Das relevante Meßvolumen, über wel ches eine (annähernde) Gleichverteilung vorliegt, ist dabei durch das im Experiment jeweils separat vermessene Probenvo lumen gegeben. In einem konventionellen NMR-Experiment ist dies das durch das sensitive Volumen der Empfangsspule gege bene Volumen, bei einem kernspintomographisch aufgelösten Verfahren das Volumen eines separat erfaßten Raum-(Voxel) oder Bild-(Pixel) elements. Wenn die räumliche Auflösung des Experimentes größer ist als der Modulationsabstand, ist die zur Ausbildung einer Kohärenz der Magnetisierungen zum Zeit punkt der Signalgebung erforderliche Bedingung der Gleich verteilung der Magnetisierungen über den erfaßten Frequenz bereich nicht erfüllt und die Ausbildung des zum stimulier ten Echo analogen Signals findet nicht statt. Eine solche beobachtbare räumliche Modulation der z-Magnetisierung kann zum Beispiel zur Ausbildung eines Modulationsmusters im Sin ne eines Tagging-experimentes verwendet werden, welches in der Literatur an sich bekannt ist (siehe Magnetic Resonance Imaging, Eds. Stark u. Bradley, Mosby Year Book, 1992, p. 1627-28).

Da die Magnetisierung zwischen den Pulsen 1 und 2 als z-Ma gnetisierung vorliegt und damit unempfindlich gegen Depha sierungseffekte ist, ist eine Anwesenheit von ω_disp in die sem Zeitintervall nicht unbedingt erforderlich.

Schließlich soll noch darauf hingewiesen werden, daß der Zeitpunkt des Auslesens der Signale bei Verwendung von zeit lich veränderlichen Magnetfeldern dadurch beeinflußt werden kann, daß die Gradientenstärke während des Modulationspulses unterschiedlich ist zu derjenigen, welche zur Signalbildung führt. So ist es häufig vorteilhaft, zur Vermeidung von Re laxationseffekten während der Modulationspulse möglichst kurze Pulse zu wählen (z. B. 1-2 ms bei Verwendung des Ver fahrens in einem Ganzkörpertomographen). Solche Pulse erzeu gen in Abhängigkeit von der Pulsform typischerweise Modula tionsintervalle Δω im Bereich von 1-5 kHz. Entsprechend Gl. (3) findet die Signalbildung dementsprechend nach weniger als 1 ms statt. Ein späteres Auslesen kann durch entspre chende Erniedrigung bzw. Verzögerung der Anwendung des für die Signalbildung zuständigen Gradienten erfolgen (Fig. 4b und c).

Eine weitere deutliche Verbesserung der Signalintensität in einem solchen Experiment läßt sich dadurch erreichen, daß auch zur Anregung der modulierten z-Magnetisierung ein Modu lationsimpuls verwendet wird, dessen Anregungsprofil in Fig. 5 dargestellt ist. Dieser Puls führt sowohl positive als auch negative z-Magnetisierung in (positive) transversale Magnetisierung über. Unmittelbar nach diesem Puls ist also im Idealfall sämtliche Magnetisierung als kohärentes Signal mit der Intensität

S = M₀

beobachtbar (Fig. 6a-g).

Das Schema der entsprechenden Sequenz ist in Fig. 7a gezeigt, wobei gegenüber Fig. 4 der Ausleseimpuls 2 durch den in Fig. 5 näher dargestellten Anregungsmodulationspuls 5 ersetzt wur de.

Ein Anregungsimpuls mit entsprechendem Anregungsprofil läßt sich in erster Näherung ebenfalls durch Superposition von einzelnen und um Δω gegeneinander verschobenen Pulsprofilen erreichen. Auf Grund der Nichtlinearität der das Verhalten eines Spinsystems beschreibenden Bloch'schen Gleichungen ist hierfür allerdings die Verwendung verbesserter Berechnungs verfahren, wie sie ebenfalls an sich aus der Literatur be kannt sind, vorzuziehen.

Für die Anwendung in der Praxis ist zu beachten, daß die verwendeten Modulationspulse eine endliche Zeitdauer aufwei sen, welche sich aus der Bandbreite der Modulationsperiode der Pulse ergibt. Diese endliche Pulsdauer bewirkt im allge meinen eine Dephasierung des Spinsystems nach Beendigung des Modulations-Anregungsimpulses. Es ist daher im allgemeinen vorteilhaft, wenn die Signalauslesung entweder in Form eines nachfolgenden Spin Echos (Fig. 7b) durch Anwendung eines zu sätzlichen Refokussierungspulses 6 oder - insbesondere bei Verwendung eines Magnetfeldgradienten G als ω_disp-Mechanis mus - durch Gradientenumkehr in Form eines Gradientenechos (Fig. 7c) erfolgt.

Bei Verwendung eines konstanten Magnetfeldgradienten G ent spricht der Modulationsabstand Δω in Frequenzeinheiten einer räumlichen Modulation entlang des Gradienten mit einer Modu lationsweite

S_m = Δω/γG (4).

Auch andere Arten der Signalauslesung sind dem Fachmann an sich geläufig und folgen unmittelbar aus der Tatsache, daß die Magnetisierung nach Abfolge der Pulse 1 und 5 bezüglich ihres weiteren Signalverhaltens so vorliegt, als wäre die Anregung durch einen einzelnen Anregungsimpuls erfolgt.

Eine weitere Möglichkeit der Verwendung von Modulationspul sen besteht darin, zunächst eine sinusoidal modulierte z-Ma gnetisierung durch sukzessive Anwendung zweier 90°-Impulse getrennt von einem Dephasierungsintervall te zu erzeugen, wobei die Dephasierung entweder durch geeignete technische Maßnahmen (Anwendung von Magnetfeldgradienten) oder durch die beim Versuch vorliegenden Rahmenbedingungen (Magnetfeld inhomogenitäten) erfolgt. Wird die Magnetisierung anschlie ßend mit einem Modulationsimpuls gemäß Fig. 5 ausgeführt, wo bei der Modulationsabstand einer halben Dephasierungsperiode während der Anregungsphase entspricht, so entsteht eine mo dulierte transversale Magnetisierung identisch zu Fig. 1g mit einer Signalamplitude 2/π.

Es soll darauf hingewiesen werden, daß die Art der Ausfüh rung der Modulationspulse keineswegs exakt identisch zu den in Fig. 5 und 7 gezeigten Profilen sein muß. Es ist nicht erforderlich, daß die Modulationspulse exakt drei Intervalle mit negativer Amplitude aufweisen. Die Zahl ni der inver tierten Kompartimente sollte lediglich 1 oder größer sein und die implizite Bedingung, daß Δω_b größer ist als Δω muß erfüllt sein. Für die auf Fig. 6a-g und 7 beruhenden Verfah ren ist es nicht einmal erforderlich, daß die rechteckige Modulation der z-Magnetisierung periodisch ist. Auch unre gelmäßige Modulationsmuster mit irregulärer Lage und Breite der invertierten Anteile der z-Magnetisierung führen zu dem gewünschten Signal, sofern dafür Sorge getragen wird, daß das Anregungsprofil des Modulationspulses ("5" in Fig. 7a-c) dem des z-Modulationspulses ("1" in Fig. 7a-c) entspricht, so daß im Idealfall eine möglichst kohärente transversale Magnetisierung entsprechend Fig. 6g) entsteht. Auch die Pha senlage der Pulse ist frei wählbar.

Anwendungen der beschriebenen Meßsequenzen ergeben sich un mittelbar durch Übertragung der in der Literatur beschriebe nen Verfahren, welche auf Bildung konventioneller stimulier ter Echos beruhen. Bei Übertragung des beschriebenen Anre gungsmechanismus ergibt sich bei diesen Verfahren ein deut licher Zugewinn an Signalintensität. Beispielhaft zeigt Fig. 8 eine Implementierung des Verfahrens entsprechend Fig. 4a-c als bildgebendes Verfahren mit Modulation der z-Magnetisierung in Richtung des Schichtselektionsgradien ten. Fig. 9 zeigt ein entsprechendes Verfahren unter Signal modulation in Richtung des Lesegradienten. Rf kennzeichnet dabei die Hochfrequenzimpulse und Signale, GS, GR und GP entsprechen dem Schichtselektions-, Lese- und Phasenkodie rungs-Gradienten entsprechend einer Bildaufnahme nach dem zwei-dimensionalen Fouriertransformationsverfahren. Die je weils grau dargestellten Gradientenimpulse veranschaulichen die zur Signalbildung notwendigen Gradientenperioden. Eine entsprechende Übertragung des Signalerzeugungsprinzips auf andere Verfahren ist ohne weiteres möglich.

Im folgenden werden beispielhaft einige Anwendungen ausge führt, bei welchen der Einsatz des erfindungsgemäßen Signal erzeugungsprinzips besonders vorteilhaft erscheint.

Messung von Bewegungsvorgängen, kohärente Bewegung

Eine besonders bevorzugte Anwendung ist die Messung von Be wegungsvorgängen. Mit dem beschriebenen Meßprinzip lassen sich sowohl kohärente Bewegungen als auch inkohärente Bewe gungen beobachten. Als kohärent werden hierbei solche Bewegungen bezeichnet, bei welchen alle Spins innerhalb des jeweils beobachteten Volumens Bewegung in dieselbe Richtung und mit derselben Geschwindigkeit zeigen. Als beobachtetes Volumen gilt hierbei jedes Teilvolumen innerhalb der Probe, aus welchem ein separates NMR-Signal detektiert wird.

Damit kann dabei entweder das durch das Volumen der von der Messung erfaßten Probe gekennzeichnet sein, bei Kombination mit Verfahren zur kernspintomographischen Bildgebung ist je des Bildpixel gesondert zu betrachten. Inkohärent sind damit alle Bewegungen, bei welchen die Geschwindigkeitsvektoren keine Kohärenz aufweisen.

Ein Verfahren zur Messung kohärenter Bewegung ergibt sich aus der Tatsache, daß bei Verschiebung der Profile der z-mo dulierten Magnetisierung gegenüber dem Modulationsanregungs impuls in Fig. 6a-g eine Signalabschwächung entsprechend dem Ausmaß der Verschiebung eintritt. Bei Verschiebung um Δω/2 tritt die in Fig. 10a-g gezeigte Situation ein, in welcher statt des im stationären Fall auftretenden z-Modulations echos (Fig. 6g) Signalauslöschung auftritt (Fig. 10g), da die transversale Magnetisierung mit einem Abstand Δω/2 peri odisch invertiert vorliegt und das Integral über Mx damit gleich null ist. Eine solche Verschiebung wird für eine Ge schwindigkeit

v = s_m/tm

erreicht.

Eine Refokussierung tritt dann allerdings analog zu der in Fig. 1g gezeigten Situation nach te = 1/Δω auf, die Intensität dieses verzögerten Echos beträgt - bei ideal rechteckigen Anregungsprofilen - wieder 2/π. Wie sich leicht zeigen läßt, nimmt die Signalintensität als Funktion von v im Bereich von 0 < v < 2s_m linear von 1 nach -1 ab, während die des verzö gerten Echos von 0 < v < s_m von 0 bis 2/π zunimmt und an schließend wieder auf 0 abnimmt. Durch Messung der Signalin tensität als Funktion von tm läßt sich so die Geschwindig keit der beobachteten Kerne bestimmen.

Inkohärente Bewegung

Eine inkohärente Bewegung läßt sich als Überlagerung von entsprechend der Geschwindigkeitsverteilung gewichteten ko härenten Bewegungen betrachten. Bei diffusionsbedingter Be wegung erfährt das durch den ursprünglichen Modulationspuls präparierte Verteilungsprofil M_z(ω) der Spins entsprechend der Diffusionsgleichung in Abhängigkeit von tm eine Durchmi schung. Mathematisch ergibt sich das diffusionsbedingte Ver teilungsprofil M_z(ω, tm) durch Faltung der vom Modulations puls erzeugten modulierten z-Magnetisierung M_z(ω) mit der Diffusionsgleichung:

M_z(ω, tm) = c M_z(ω)*exp(-x²/4Dt).(* kennzeichnet hier das Faltungsprodukt).

Die ursprünglich erzeugte räumliche Modulation der Magneti sierung wird daher durch Diffusion verwischt. Nach erneuter Anregung durch einen Modulationspuls tritt damit eine Reduk tion der erzeugten Signalamplitude gegenüber dem in Fig. 6a-g gezeigten Fall ohne Diffusion ein (Fig. 11a-g) Wenn die mittlere Weglänge x' der Diffusion entsprechend der Gleichung

x' = √Dt

gleich der Breite Δω der Modulation ist, verschwindet die Modulation völlig und die Intensität des durch einen Modula tionspulses erzeugten Signals wird null.

Eine komplementäre Art der Diffusionsmessung verwendet als Wiederanregung einen Puls mit einfachem rechteckigem Profil. Findet im Evolutionsintervall keine Diffusion statt, so ist die durch diesen Puls zunächst erzeugte Signalamplitude gleich null, nachfolgend wird jedoch ein z-Modulationsecho entsprechend Fig. 12a-g erzeugt. Bei Änderung der Modulation der Magnetisierung durch Diffusion ist bereits die Amplitude des direkt erzeugten Signals ungleich null und diejenige des nachfolgenden z-Modulationsechos wird entsprechend redu ziert. Das Verhältnis zwischen der Amplitude des direkt er zeugten Signals und der des z-Modulationsechos hängt dabei von der Diffusionskonstante sowie von der longitudinalen Re laxationszeit T1 ab, mit welcher die modulierte Magnetisie rung in den (nicht-modulierten) Gleichgewichtszustand zu rückkehrt.

Erweiterungen auf n-dimensionale Modulation

Die bisher beschriebenen Verfahren waren zur Messung von Prozessen, die eine Änderung der z-Magnetisierung entlang einer eindimensionalen Modulationsrichtung bewirken, ausge legt. Eine Erweiterung auf zwei- oder dreidimensionale Pro zesse ist ohne weiteres möglich. Die entsprechenden Modula tionspulse müssen dabei lediglich auf eine 2- oder 3-dimen sionale Modulation der Magnetisierung erweitert werden. Kon zeptionell am einfachsten hierzu ist die Anwendung von zwei oder drei Modulationspulsen in der oben beschriebenen Art, welche jeweils eine Modulation in einer Raumrichtung bewir ken.

Effizienter ist die Verwendung numerisch berechneter mehrdi mensionaler Pulse, welche eine solche zwei- oder dreidimen sional modulierte Magnetisierung erzeugen. Die diffusionsbe dingten Signalveränderungen lassen sich dann analog zum oben beschriebenen Fall der eindimensionalen Diffusion bei be kanntem Modulationsmuster für jede Raumrichtung gesondert berechnen.

Erweiterung auf andere Anwendungen

Sowohl in der analytischen NMR-Spektroskopie als auch bei in-vivo-Anwendungen (MRS = magnetic resonance spectroscopy wie MRI = magnetic resonance imaging) sind in der Literatur eine große Anzahl von Experimenten bekannt, welche auf der Anwen dung stimulierter Echos beruhen. Diese Experimente können unter Verwendung des oben beschriebenen Prinzips der Bildung von z-modulierter Magnetisierung vom Fachmann ohne weiteres in ein Experiment gemäß der Erfindung umgewandelt werden. Die z-Modulation muß hierbei nicht notwendigerweise im Sinne einer räumlichen Modulation der Magnetisierung durch Magnet feldgradienten (oder die technisch bedingte Feldinhomogeni tät) erfolgen. Eine Modulation der Magnetisierung kann auch z. B. auf Grund der Verteilung von Kernen unterschiedlicher chemischer Verschiebung wie z. B. in einem durch Anisotropie des Magnetfeldtensors verbreiterten Spektrum eines Fest stoffpulvers erfolgen. Durch ein Experiment im Sinne der Er findung läßt sich dann z. B. die Zeitkonstante der Umorien tierung der anisotropen Moleküle bestimmen.

Auch intrinsische mikroskopische Feldgradienten etwa in der Umgebung molekular verteilter magnetischer Partikel können im Sinne des erfindungsgemäßen Verfahrens genutzt werden. Solche intrinsischen Gradienten treten etwa in der Umgebung von SPIO (= superparamagnetic iron oxide)-Partikeln, die in der medizinischen Anwendung zunehmend Verbreitung finden, auf. Auch natürliche Substanzen wie etwa Deoxyhaemoglobin besitzen ein starkes magnetisches Moment, welches zu einem intrinsischen Feldgradienten führt. Die Durchführung des er findungsgemäßen Verfahrens erfolgt dann so, daß eine Modula tion innerhalb des durch die intrinsischen Feldgradienten bestimmten Bereichs der Larmorfrequenzen erreicht wird.

Claims

1. Verfahren der magnetischen Kernresonanz (NMR), bei wel chem eine in einem äußeren Magnetfeld befindliche Menge von magnetischen Kernen unterschiedlicher Larmorfrequen zen, wobei die Unterschiede der Larmorfrequenzen entwe der über die Art der Kerne oder die Inhomogenität des verwendeten Magnetfeldes vorgegeben ist oder durch Ein wirkung eines zusätzlichen Magnetfeldgradienten bewirkt wird, einer Folge von mindestens zwei Hochfrequenzim pulssequenzen im zeitlichen Abstand tm unterworfen wird, wobei die erste Hochfrequenzimpulssequenz die Erzeugung einer bezüglich der Verteilung der Larmorfrequenzen pe riodischen Modulation der z-Magnetisierungen mit einem Modulationsabstand 2Δω bewirkt und die zweite Hochfre quenzimpulssequenz diese periodisch modulierten z-Magne tisierungen in transversale Magnetisierung überführt, welche zur Signalgebung führt, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine der verwendeten Hochfrequenzimpuls sequenzen ein periodisch rechteckiges Anregungsprofil mit einem Modulationsabstand 2Δω besitzt, so daß nach einer Zeit, welche bestimmt ist durch den Modulationsab stand 2Δω eine zumindest teilweise Kohärenz der trans versalen Magnetisierung und damit ein meßbares NMR-Si gnal entsteht.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß beide verwendeten Hochfrequenzimpulssequenzen ein recht eckiges Anregungsprofil mit einem Modulationsabstand 2Δω aufweisen, wobei die Lage der beiden Anregungsprofile bezüglich der Frequenzachse übereinstimmt, so daß unmit telbar nach Anwendung des zweiten Modulationspulses eine Kohärenz der beobachteten transversalen Magnetisierung auftritt.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß beide verwendeten Hochfrequenzimpulssequenzen ein recht eckiges Anregungsprofil mit einem Modulationsabstand 2Δω aufweisen, wobei die Lage der Anregungsprofile der bei den Hochfrequenzimpulssequenzen um Δω/2 gegeneinander verschoben ist, so daß für stationäre Spins keine be obachtbare transversale Magnetisierung erzeugt wird, wohl aber für Spins, welche sich zwischen den beiden Mo dulationspulsen in ihrer Lage verschieben.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da durch gekennzeichnet, daß die Verteilung der Larmorfre quenzen durch lokale Feldinhomogenitäten als Folge der Beschaffenheit der Probe bewirkt wird, und der Modulati onsabstand 2Δω sowie die zeitliche Abfolge der Hochfre quenzimpulse und ihr Abstand tm so gewählt werden, daß die durch Diffusion bewirkte Ortsveränderung der einzel nen Spins die räumliche Verteilung der Modulation der z-Magnetisierung und damit die Amplitude des durch die zweite Hochfrequenzimpulssequenz erzeugten Signals so verändert wird, daß über die Veränderung der Signalin tensität als Funktion von tm und Δω eine Messung von Art und Geschwindigkeit der für die Änderung der einzelnen Spins verantwortlichen Transportvorgänge erfolgen kann.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine Verteilung der Larmorfrequenzen durch Anlegen eines zeitlich befristeten und veränderlichen Magnetfeldgradi enten erfolgt.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Modulationsabstand 2Δω so gewählt wird, daß er in der Größenordnung der mittleren Diffusionsweglänge im Zeitintervall tm liegt, so daß durch die Attenuierung des durch die zweite Hochfrequenzimpulssequenz bewirkten Signals eine Messung der Diffusionskonstante der die ma gnetischen Kerne tragenden Moleküle erfolgen kann.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch ge kennzeichnet, daß die Verteilung der Larmorfrequenzen durch die Orientierungsverteilung von Molekülen mit räumlich anisotropem magnetischen Moment gegeben ist.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Modulationsabstand 2Δω sowie die zeitliche Abfolge der Hochfrequenzimpulssequenzen und ihr Abstand tm so gewählt werden, daß die ursprüngliche Modulation der z-Magnetisierung durch Umorientierung der Moleküle im Zeitintervall tm verändert wird.