Der Begriff"Probe"ist im vorliegenden Fall in seiner weitesten Bedeutung gemeint und umfasst lebendes und nicht lebendes Material.

Es sind verschiedene Verfahren bekannt, bei denen eine Probe mittels eines Anregungspulses und mehrerer Rephasierungspulse untersucht wird.

In der Kernmagnetresonanztomographie ist es bekannt, durch eine Anregung von Echosignalen einer Probe Informationen über die Probe zu erhalten.

Das gattungsgemäße Verfahren wird in der Kernmagnetresonanztomographie vorzugsweise 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 geeignete Experimente durchgeführt werden, die den Einfluss des ausgewählten Parameters zeigen.

Beispiele von relevanten Parametern sind Diffusionsvorgänge, 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 mit 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 der gyromagnetischen Konstante y des Kerns. Die gyromagnetische Konstante y ist eine für jede Atomart charakteristische Größe. Die Atomkerne weisen ein magnetisches Moment y = y 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 Bo 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 B1 erzeugt. Das Anregungsfeld B1 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 in die x-y-Ebene gekippt werden, so 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 das Bedürfnis, Informationen über anatomische Strukturen, räumliche Verteilungen von Substanzen ebenso wie über die Gehirnaktivität oder im weiteren Sinne Informationen 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 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.

Eine experimentelle Untersuchung der Hämodynamik ist dargestellt in :"The variability of human BOLD hemodynamic responses : Aguirre ; NeuroImage, 1998, Vol. 8 (4), p. 360- 369, ferner in"J. Rajapakse, F. Kruggel, D. Y. von Cramon, Neuronal and hemodynamic responses from functional MRI time-series : A comutational model, in"Progress in Connectionist-Based Information Systems (ICONIP'97)" (N.

Kasabov, R. Kozma, K. Ko, R. O'Shea, G. Coghill, T. Gedeon, Eds.), p. 30-34, Springer, Singapur, 1997"und"Modeling Hemodynamic Response for Analysis of Functional MRI Time- Series : Jagath c. Rajapakse, Frithjof Kruggel, Jose M.

Maisog und D. Yves von Cramon ; Human Brain Mapping 6 : 283- 300,1998"mit vorgeschlagenen Gauß-und Poisson- Funktionen.

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 als ein ein-oder mehrdimensionales Feld im 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 lmm2, die eines Voxels von lmm3. 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.

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 beinhalten.

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 oxyhämoglobinhaltigem 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 Oxygenation Level Dependent-Effekt) bekannt und führt bei suszeptibilitätsempfindlichen magnetischen Resonanzmessungen bei einer Feldstärke eines statischen, beispielsweise 1,5 Tesla starken Magnetfeldes, bis zu ca.

5% igen Zunahmen der Bildhelligkeit in aktivierten Hirnregionen. Anstelle des endogenen Kontrastmittels DOH können auch andere Kontrastmittel treten, die eine Änderung in der Suszeptibilität hervorrufen.

Die bekannten Verfahren erfordern Vorabuntersuchungen, um Korrekturdaten für die Bilder zu gewinnen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein gattungsgemäßes Verfahren zu entwickeln, das ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis aufweist und mit dem eine schnelle Signalerfassung möglich ist.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe dadurch gelöst, dass nach dem Anregungspuls wenigstens ein Gradienten-Echo- Signal erfasst wird, und dass anschließend wenigstens ein Rephasierungspuls RP, eingestrahlt wird.

Hierbei ist es besonders vorteilhaft, dass nach dem Rephasierungspuls wenigstens ein Spin-Echo-Signal SE erfasst wird.

Vorteilhafterweise wird das Verfahren so durchgeführt, dass nach der Erfassung des Spin-Echo-Signals wenigstens ein weiterer Rephasierungspuls eingestrahlt wird.

Um möglichst viele Daten aufzunehmen, ist es vorteilhaft, dass zwischen der Einstrahlung des Anregungspulses und des ersten Rephasierungspulses mehrere Gradienten-Echo-Signale mit verschiedenen Vorzeichen erfasst werden.

Hierbei kann eine besonders wirksame Erfassung dadurch erfolgen, dass Gradienten-Echo-Signale mit positivem Vorzeichen und Gradienten-Echo-Signale mit negativem Vorzeichen einander abwechseln.

Vorteilhafterweise wird hierbei zur Erfassung der Gradienten-Echo-Signale Gradienten-Echos mit einer Sequenzfolge [GE (1,1), GE (2, 1), GE (3, 1),..., GE (N, 1)] erzeugt werden.

Es ist gleichfalls vorteilhaft, das Verfahren so durchzuführen, dass nach dem ersten Rephasierungspuls Spin- Echo-Signale mit der Sequenzfolge [SE (1,1), SE (2,1),..., SE (N, 1)] erzeugt werden.

Zur Erzeugung von Bildinformationen ist es zweckmäßig, dass zur Aufnahme wenigstens eines Bildes in Form einer N x N- Matrix N Wiederholungen der Aufnahmesequenz erfolgen.

Bilder, die sowohl Informationen über die Relaxationszeit T2 als auch über die Relaxationszeit T2* enthalten, lassen sich gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung dadurch erzielen, dass in dem Bild der N x N- Matrix Echosignale in einer Sequenzfolge [GE (1,1), GE (2,1), GE (3,1),..., GE (N, 1), SE (1,1), SE (2,1), SE (3,1),..., SE (N, 1), GE (1,2), GE (2,2), GE (3,2),..., SE (1,2), SE (2,2), SE (3,2),..., SE (N, 2),... GE (1, N), GE (2, N), GE (3, N),..., SE (1, N), SE (2, N), SE (3, N),..., SE (N, N)].... erzeugt werden.

Hierbei ist es besonders vorteilhaft, dass die Spin-Echo- Signale so umgeordnet werden, dass Spin-Echo-Signale, welche bei einer gleichen Echozeit TE aufgenommen wurden, als ein Bild dargestellt werden.

Ferner ist es zweckmäßig, dass zur Aufnahme eines Bildes in Form einer N x N-Matrix N Wiederholungen der Aufnahmesequenz erfolgen.

Außerdem ist es zweckmäßig, das Verfahren so durchzuführen, dass das Bild der N X N-Matrix Spin-Echo-Signalen der Sequenzfolge [SE (1, 1), SE (1,2), SE (1,3),... SE (1, N)] entspricht.

Bei der Bildgebungsmethode handelt es sich vorzugsweise um eine spektroskopische Echo-Planar-Bildgebungsmethode, insbesondere um eine wiederholte zweidimensionale 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 werden kann und vorzugsweise 20 bis 100 ms beträgt.

Durch die mehrfache Wiederholung der Echo-Planar-Kodierung wird während eines Signalabfalls ein Verlauf des Signalabfalls in der Abfolge von rekonstruierten Einzelbildern dargestellt.

Eine Quantisierung der Relaxationszeit T2 erfolgt mit mehreren Bildern, die bei verschiedenen Echozeiten aufgenommen werden. Die Anzahl der Bilder ist bei einer gegebenen Matrixgröße durch Eigenschaften der Messapparatur und den Wert von T2 begrenzt. Zur Erzeugung von quantitativen Bildern muss daher eine Datenanpassung erfolgen, die auf eine beschränkte Anzahl von Datenpunkten, die möglicherweise verrauscht sind, gestützt ist.

Weitere Vorteile, Besonderheiten und zweckmäßige Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen und der nachfolgenden Darstellung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels anhand der Zeichnung.

Die Zeichnung zeigt ein Sequenzdiagramm einer bevorzugten Durchführungsform eines erfindungsgemäßen Verfahrens.

In Fig. 1 sind übereinander verschiedene Bestandteile der Sequenz in zeitlicher Abfolge dargestellt. Einzelne, sich jeweils in horizontaler Linie erstreckende Linien geben die Zeitabhängigkeit einzelner Parameter wieder. Die einzelnen Parameter sind so übereinander angeordnet, dass gleichzeitige Ereignisse sich unmittelbar übereinander befinden.

In der obersten Zeile ist das angelegte, beziehungsweise resultierende Feld RF in einer die Zeitabhängigkeit des Feldes wiedergebenden, einer Pulsfolge entsprechenden, Linie dargestellt.

Unterhalb der die Zeitabhängigkeit des Feldes wiedergebenden Linie sind drei Linien dargestellt, welche eine Zeitabhängigkeit von Gradientenfeldern Gs, Gp und GR wiedergeben.

Das erste Gradientenfeld Gs erstreckt sich vorzugsweise in einer Hauptrichtung eines gleichförmigen Magnetfeldes Boy Das Magnetfeld Bo wird auch als Polarisationsfeld und die Achse des gleichförmigen Magnetfeldes als z-Achse bezeichnet. Durch das Gradientenfeld Gs wird eine Schicht einer zu untersuchenden Probe ausgewählt. Deshalb wird das Gradientenfeld Gs auch als Schichtselektionsgradient bezeichnet. Um die verschiedenen Gradienten besser voneinander unterschieden zu können, wird die Bezeichnung Gs nachfolgend für den Schichtselektionsgradienten verwendet.

Unterhalb des ersten Gradientenfeldes Gs ist ein weiteres Gradientenfeld dargestellt, welches einem Phasenkodierungsgradienten Gp entspricht. Der Phasenkodierungsgradient Gp liegt vorzugsweise entlang einer y-Achse an. Er dient dazu, Zeilen eines zu untersuchenden Impulsraumes auszuwählen.

Unterhalb des weiteren Gradientenfeldes ist ein drittes Gradientenfeld dargestellt, welches einem Lesegradienten GR entspricht. Der Lesegradient GR liegt vorzugsweise entlang einer x-Achse an. Er dient dazu, Signale, insbesondere Echosignale der zu untersuchenden Probe, auszulesen. Um eine Wiedergabe der Signale in Form eines Bildes zu ermöglichen, werden mit dem Lesegradienten GR mehrere, in Fig. 1 übereinander dargestellte ; Aufnahmesequenzen durchgeführt.

Im Einzelnen wird das Verfahren wie folgt durchgeführt.

Zunächst wird eine Nettomagnetisierung der zu untersuchenden Probe durch einen in der obersten Zeile links dargestellten Anregungspuls AP, vorzugsweise einen 90°-Puls, angeregt. Der Anregungspuls AP weist eine Dauer von beispielsweise 1 bis 10 Millisekunden auf, wobei eine Dauer von 2 bis 3 Millisekunden besonders bevorzugt ist.

Während der Anregung der zu untersuchenden Probe durch den Anregungspuls liegt an der Probe ein erster Schichtselektionsgradient Gsl an, der zu einer teilweisen Dephasierung der Quermagnetisierung führt.

Im Anschluss an den Anregungspuls werden die Spins durch einen weiteren Schichtselektionsgradienten GS2 mit geändertem Vorzeichen wieder rephasiert.

Ein Zeitintegral des weiteren Schichtselektionsgradienten Gs ist dabei vorzugsweise halb so groß wie das Zeitintegral des während des Anregungspulses angelegten ersten Schichtselektionsgradienten GS1. Hierdurch wirkt der weitere Schichtselektionsgradient Gs2 als Rephasierungsgradient.

Anschließend werden Gradienten-Echo-Pulse GE 1,1, GE 2,1, GE 3,1,... erzeugt. Hierbei wird die Relaxationszeit T2 bestimmt.

Danach wird ein Rephasierungspuls RP1, vorzugsweise ein 180°-Puls, eingestrahlt. Es ist zweckmäßig, dass der Rephasierungspuls RP1 gegenüber dem Anregungspuls AP um 90° phasenversetzt eingestrahlt wird. Zur Auswahl einer Schicht wird vorzugsweise gleichzeitig der Schichtselektionsgradient Gs erneut angelegt. Bei der Schicht handelt es sich insbesondere um die gleiche Schicht wie zuvor.

Nach dem ersten Rephasierungspuls RP, erfolgt eine Spin- Echo-Anregung SE (1, i). Es können statt der dargestellten einen Spin-Echo-Anregung SE (1, i) auch mehrere Spin-Echo- Anregungen erfolgen, jedoch ist der dargestellte Fall einer einzigen Spin-Echo-Anregung bevorzugt.

Im Anschluss an die Spin-Echo-Anregung SE (1, i) erfolgt eine Gradienten-Echo-Anregung G, (4) mit entgegengesetztem Vorzeichen.

Anschließend wird ein Echosignal erfasst.

Nach der Beobachtung des Echosignals erfolgt eine weitere Spin-Echo-Anregung SE (2, i) nach jeder Gradienten-Echo- Anregung Gs (4). Obwohl eine einzelne Spin-Echo-Anregung bevorzugt ist, können auch mehrere Spin-Echo-Anregungen erfolgen. Falls mehrere Spin-Echo-Anregungen erfolgen, haben diese vorzugsweise einander entgegengesetzte Vorzeichen.

In dem besonders bevorzugten Fall einer einzelnen Spin- Echo-Anregung vor dem Auslesen des Echosignals ist es besonders vorteilhaft, auch nach dem Erfassen des Echosignals genau eine Spin-Echo-Anregung vorzunehmen. Es ist besonders zweckmäßig, dass diese Spin-Echo-Anregung das gleiche Vorzeichen aufweist wie die erste Spin-Echo- Anregung.

Anschließend erfolgt ein weiterer Rephasierungspuls, worauf wiederum ein Echo-Signal erzeugt und gemessen wird.

Der weitere Verlauf der in der obersten Zeile dargestellten Sequenz des Feldes verläuft so lange, wie es einer gewünschten Anzahl Abtastpunkte einer T2-Relaxationskurve entspricht.

Nach der zuvor beschriebenen, ersten Aufnahmesequenz wird das Verfahren so oft wiederholt, wie es der Anzahl Ny von Zeilen einer gewünschten (Ny x Nx)-Bildmatrix entspricht.

In dem einfachsten Fall, dass ein zu untersuchender Bereich als eine N x N-Matrix dargestellt werden soll, enthält jede Aufnahmesequenz N Anregungspulse. In diesem Fall wird die Aufnahmesequenz N-fach wiederholt.

Während die in Fig. 1 dargestellten Achsen Zeitachsen sind, erfolgt eine eigentliche Bildkodierung entlang den Spalten.

Die Anzahl der Rephasierungspulse ist vorzugsweise mit der gewünschten Anzahl Abtastpunkte der T2-Relaxationskurve identisch.

Die dargestellte Anzahl von Wiederholungen ist zweckmäßig, jedoch nicht notwendig.

Die Erfindung sieht vor, Artefakte durch eine im Wesentlichen gleiche Phasenlage zwischen verschiedenen Aufnahmesequenzen zu unterdrücken.

Durch die Erfindung wird eine Umordnung von Echosignalen ermöglicht. Hierdurch wird sichergestellt, dass nur solche Echosignale, die einer gewünschten Echozeit TE entsprechen, in einer gewünschten Ebene des Impulsraums wiedergegeben werden. Hierdurch kann eine Faltung des Signals mit einer T2*-Abfallfunktion vermieden werden. Dies ist vor allem dann zweckmäßig, wenn der Impulsraum von weit außen liegenden Bereichen durch zentrale Bereiche bis zu-den ersten Bereichen entgegengesetzt-außen liegenden Bereichen durchlaufen wird. Hierdurch wird erreicht, dass die räumliche Auflösung im gesamten Impulsraum hoch bleibt.

Zentralen Bereichen des Impulsraums entsprechende, mit einer 0-Phase kodierte, Daten können für eine Phasenkorrektur von Messdaten weiterer Aufnahmesequenzen eingesetzt werden. Hierdurch können Vorab-Messungen der zu untersuchenden Proben vermieden werden.

Eine Unterdrückung von Lipidsignalen ist vorteilhaft. Dabei wird vorzugsweise eine frequenzselektive Lipid-Vorsättigung angewendet.

Bezugszeichenliste AP Anregungspuls Bo-Polarisationsfeld B1 Anregungsmagnetfeld fMRI-functional Magnetic Resonance Imaging Gp-Gradientenfeld GR-Gradientenfeld Gs-Gradientenfeld MRI-Magnetic Resonance Imaging MRS-Magnetresonanz-Spektroskopie Mt-Nettomagnetmoment, quermagnetische Magnetisierung Mz-Nettomagnetisierung T2-Relaxationszeit Te Echozeit SE Spin-Echo-Signale SEl Spin-Echo-Anregung SE2 Spin-Echo-Anregung GE Gradienten-Echo-Signale RF Resultierendes Feld Gs Schichtselektionsgradient RP1 Rephasierungspuls RP2 weiterer Rephasierungspuls