DE2356647C2

DE2356647C2 -

Info

Publication number: DE2356647C2
Application number: DE2356647A
Authority: DE
Inventors: Zenuemon Prof. Dr. Abe; Kunio Tanaka; Masao Sapporo Jp Hotta; Masaaki Iwamisama Jp Imai
Original assignee: Hokkaido University NUC
Current assignee: Hokkaido University NUC
Priority date: 1973-02-02
Filing date: 1973-11-13
Publication date: 1991-04-18
Also published as: SU852186A3; FR2216580B1; NL166543B; NL166543C; FR2216580A1; NL7315322A; US3932805A; GB1461077A; JPS49103693A; DE2356647A1

Description

Die Erfindung betrifft ein NMR-Spektroskopieverfahren nach dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.

Die NMR-Spektroskopie stellt ein Verfahren zur Strukturaufklärung von meist gelösten organischen und metallorganischen Verbindungen dar, dem die Erscheinungen der Kernspinresonanz und Kerninduktion zugrundeliegen. Hierbei wird die zu untersuchende Substanz einem hochfrequenten magnetischen Wechselfeld zur Anregung der Kernspinresonanz und einem homogenen Magnetfeld gleichzeitig ausgesetzt. Die Resonanzfrequenz, die als Absorptionssignal des hochfrequenten Felds oder durch Kerninduktion nachgewiesen werden kann, ist von der Feldstärke des homogenen Magnetfelds abhängig.

Wenn man eine (kleine) Probe zur Untersuchung in ein solches Magnetfeld einbringt, so ist die Genauigkeit der Analyse von der Homogenität des Magnetfelds abhängig, da ein inhomogenes Magnetfeld ein breites Resonanzfrequenz-Band mit sich bringt. Zur Verbesserung der Homogenität eines solchen Magnetfelds ist in der US-PS 28 58 504 eine Vorrichtung beschrieben worden, bei der dem homogenen Magnetfeld ein Hilfsmagnetfeld überlagert wird. Dieses Hilfsmagnetfeld dient dazu, den gesamten Raumbereich, in welchem sich die Probe befindet, noch homogener zu machen. Die Randbereiche, in denen das Feld inhomogen wird, sollen gemäß dieser Druckschrift so weit außerhalb der Probe liegen, daß sie keinen Einfluß mehr bei der Messung ausüben, da gerade der Einfluß dieser inhomogenen Zonen als nachteilig betrachtet wird.

Wenn das verwendete statische magnetische Feld nicht vollständig homogen ist, bzw. aufgrund einer paramagnetischen Substanz im zu untersuchenden Material gestört wird, so variiert die Phase des magnetischen Moments dementsprechend. Daraus ergibt sich eine Störung der NMR-Signale. In der US 30 52 384 wird ein Verfahren beschrieben, um Signale, die aus einem ungleichmäßigen Feld stammen, zu korrigieren, indem man zwei π-HF-Impulse addiert. Auch hier wird also davon ausgegangen, daß das gesamte zu untersuchende Objekt in einem möglichst homogenen Feld liegt. Wenn dies nicht erzielbar ist, so beschreibt diese Druckschrift Mittel und Wege, wie man derartige "Störungen" korrigieren kann.

Aus der US-PS 34 19 793 ist ein Verfahren der eingangs genannten Art bekannt. Hierbei dient das Verfahren zur volumetrischen Strömungsmessung einer kernmagnetische Substanzen enthaltenden Flüssigkeit durch ein Rohr. Dieses Rohr führt - in Strömungsrichtung gesehen - durch ein erstes und ein zweites statisches, homogenes Magnetfeld jeweils mit gleicher Feldrichtung. Im zweiten homogenen Magnetfeld ist das Rohr zwischen zwei Spulen mit zum Rohr senkrechten, fluchtenden Achsen durchgeführt, über die ein drehendes Hochfrequenzfeld erzeugt wird. Nach diesem Spulenpaar führt das Rohr konzentrisch zu einer weiteren Spule sowie durch ein weiteres Spulenpaar, dessen Achse parallel zum zweiten homogenen Magnetfeld, also senkrecht zum ersten Spulenpaar, verläuft. Das zweite Spulenpaar dient zur Aufbringung eines magnetischen Modulationsfelds während die das Rohr umgebende Spule das Detektorfeld erzeugt. Auch bei dieser Anordnung befindet sich somit die gesamte Probe (zumindest zeitlich nacheinander) in den erzeugten Magnetfeldern, wobei gemäß dieser Druckschrift wiederum ein hoher Grad an Homogenität der Felder gefordert wird. In beiden vorgenannten Druckschriften wird also vorausgesetzt, daß die Probe in ihren Summeneigenschaften untersucht werden kann, dies ist jedoch nur in bestimmten, rein technischen Anwendungsbereichen gegeben. Wenn aber Substanzen innerhalb eines inhomogenen Körpers untersucht werden sollen, insbesondere im Hinblick auf ihre Lokalisierung in diesem Körper, so sind diese bekannten Verfahren nicht dazu geeignet.

Es ist Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren aufzuzeigen, durch das eine Aussage über die örtliche Verteilung von analysierten Substanzen innerhalb eines (inhomogenen) zu untersuchenden Körpers erhältlich ist.

Diese Aufgabe wird durch die im Kennzeichen des Anspruchs 1 angegebenen Merkmale gelöst. Bevorzugte Ausführungsformen ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Die Erfindung wird beispielhaft anhand der Zeichnung beschrieben. Hierbei zeigt

Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Anordnung zur Erläuterung der Erfindung,

Fig. 2 eine perspektivische Ansicht eines Beispiels einer Elektrodenanordnung,

Fig. 3 ein Diagramm zum Erläutern der Erzeugung eines magnetischen Abtastfelds durch drei orthogonale Achsen,

Fig. 4 eine Darstellung einer Helmholtz-Spule,

Fig. 5 eine Darstellung eines Beispiels zum Berechnen eines homogenen Felds,

Fig. 6 ein Diagramm zum Erläutern eines Verfahrens zum Erzeugen von ΔHs für eine Magnetfeldabtastung,

Fig. 7 eine Darstellung zum Erläutern des Erkennens einer Information aus dem Inneren eines Meßobjekts,

Fig. 8A, 8B, 9A und 9B Darstellungen von anderen Beispielen, bei denen ein starkes statisches Feld periodisch an eine Blutströmung angelegt wird,

Fig. 10 eine Darstellung zur Erläuterung des Anlegens eines magnetischen Felds zum Messen einer vorgeschriebenen Fläche in einer Meßobjektsfläche,

Fig. 11A und 11B Diagramme der Beziehungen zwischen der Blutströmungsgeschwindigkeit und einem Ausgangssignal,

Fig. 12 und 13 Darstellungen zur Erläuterung von Kompensationsverfahren für ein Pseudo-Signal,

Fig. 14A und 14B Darstellungen zum Erläutern eines Verfahrens mit zwei Magnetfeldern und

Fig. 15A und 15B schematische Darstellungen zum Erläutern weiterer Beispiele, bei denen ein starkes Magnetfeld und ein schwaches homogenes Feld unter Verwendung eines magnetischen Schirms verwendet werden.

Wenn eine kern-magnetische Substanz, wie Wasser, in einem homogenen statischen Feld mit einer Intensität von Ho Gauss angeordnet wird, ist ihre Resonanzfrequenz _ωo durch die folgende Gleichung gegeben:

_ωo = γHo (1),

worin γ das gyromagnetische Verhältnis einer Meßsubstanz ist, was natürlicherweise konstant ist. Aus der Blochschen Gleichung ist es auch des weiteren bekannt, daß die kern-magnetische Substanz, wenn sie sich von ihrem momentanen thermischen Gleichgewichtszustand in einen anderen Gleichgewichtszustand verschiebt, einen Übergangszustand aufweist, in dem die sogenannte Spin-Gitter-Relaxationszeit (T1) und die Spin-Spin-Relaxationszeit (T2) Zeitkonstanten sind. Bekannt ist auch, daß diese Gleichung quantitativ die NMR-Erscheinung erläutert, insbesondere wenn eine Flüssigkeit das Meßobjekt ist. Es ist auch bekannt, daß diese Relaxationszeiten mit der Konzentration der paramagnetischen Moleküle oder Ionen, nachfolgend allgemein als Ionen bezeichnet, die in der kern-magnetischen Substanz gemischt sind, variieren, und zwar ausgedrückt durch die folgende Gleichung:

1/T2 ≃ 1/T1 = 16 π² γ² ηNion µion/15kt (2),

worin sind
Nion = Zahl der Ionen in 1 ccm
η = Viskosität
µion = magnetisches Moment der Ionen
k = Boltzmann Konstante
γ = gyromagnetisches Verhältnis
T = absolute Temperatur
I = Eigenspin eines Atomkerns = 1/2

Es ist des weiteren schon berichtet worden, daß diese Relaxationszeiten um einige zehn % zwischen einem normalen Gewebe und einem anormalen Gewebe, nämlich einem Tumorgewebe, wie Krebs, differieren. Dies soll durch die Differenz in dem Kopplungszustand von Inter- und Intrawasser der Gewebe und des damit kombinierten Proteins verursacht werden. Jedoch ist es experimentell bekannt, daß sich die Relaxationszeiten unterscheidbar ändern, wenn Wasser, wie im Falle von Verunreinigungen in Wasser (z. B. paramagnetische Ionen) oder im Falle einer Kombination von Protein mit Wasser, enthalten ist.

Eine erste Ausführungsform der Erfindung nutzt die Tatsache aus, daß die Resonanzfrequenz in einer vorgegebenen speziellen Fläche proportional einer Magnetfeldstärke in dieser Fläche ist, wie dies aus der vorstehenden Gleichung zu ersehen ist. Dabei wird ein spezielles definiertes Magnetfeld ΔHs nur in der vorgegebenen Fläche überlagert.

In dem Fall einer vorgegebenen Fläche wird das Magnetfeld ΔHs statisch an die Fläche angelegt, jedoch wird in dem Falle von Messungen in vielen vorgegebenen Flächen oder über die gesamte Fläche eines Meßobjekts das Magnetfeld ΔHs durch eine später beschriebene, passende Einrichtung abgetastet. Aus Gründen der Bequemlichkeit wird ΔHs oder das Magnetfeld nachfolgend kurz als Abtastung bezeichnet, was statische und dynamische Messungen einschließt. Die Beziehung zwischen dem Magnetfeld ΔHs zum Abtasten (Scannen) und einem Magnetfeld hs für eine Ablenkung (Sweep) wird unter Bezug auf ein Beispiel einer später beschriebenen Meßanordnung beschrieben, die für die praktische Anwendung der Erfindung notwendig ist.

Ein typischer Fall ist in Fig. 1 gezeigt 1 und 1′ bezeichnen Magnete (zur Erzeugung des Magnetfelds Ho). 2 ist ein Meßobjekt, 3 und 3′ sind Scanspulen, 4 ist eine Detektorspule und 5 und 5′ sind Anschlüsse zum Verbinden mit einer Quelle für die Magnetfeldabtastung. Gemäß der Figur sind das Magnetfeld Ho der Magnete und das Magnetfeld ΔHs der Scanspulen in der Meßobjektfläche 6 einander überlagert (Feldstärke Ho+ΔHs), so daß eine Resonanzfrequenz ωs in dieser Fläche durch die folgende Gleichung gegeben ist:

ωs = γ(Ho + ΔHs) = ωo(1 + ΔHs/Ho) = ωo(1 + Δs) (3),

worin gilt Δs=ΔHs/Ho. Das Problem besteht demgemäß darin, die Resonanzfrequenz der vorgegebenen Fläche mit einer Abweichung von Δs in bezug auf die Resonanzfrequenz der Nachbarschaft zu bestimmen, und das Magnetfeld ΔHs an der vorgegebenen Fläche anzulegen. Bezüglich des ersteren Punkts ist es möglich, ein geeignetes Schmalbandfilter oder ein Verfahren derart zu verwenden, daß entsprechend der Differenz zwischen geeigneten Frequenzen fr und fs=ωs/2π Signalfrequenzkomponenten ausgewählt werden.

Bezüglich der Erzeugung des Magnetfelds ΔHs kann ein Magnetfeld einer besonderen Ausbildung, z. B. zylindrisch oder sphärisch, durch z. B. ein Helmholtz-Spulenpaar oder eine Kombination solcher Paare erzeugt werden. Unter der Annahme, daß die Homogenität des erzeugten Magnetfelds (Feldstärke bei einer maximalen Abweichung gegen mittlere Feldstärke) 10⁻⁵ beträgt, daß das Magnetfeld Ho vollständig homogen ist und 500 mT beträgt und daß ΔHs=5 mT, ist die erforderliche Homogenität des Magnetfelds ΔHs 10⁻³. Es wird nämlich gewünscht, daß ΔHs(1+δ), |δ|≦10⁻³ die Meßobjektfläche überdeckt und daß der Wert in der Nachbarschaft stark von dem obigen Wert abweicht. Wenn der obige numerische Wert angenommen wird und wenn Wasser in dem Körper die zu messende kernmagnetische Substanz ist, gilt (unter der Annahme, daß die zu messende Substanz Protonen sind, wenn nicht anderweitig spezifiziert):

fo = ωo/2π ≃ 20 MHz
Δfs = Δs · ωo/2π = (ωs_∼ωo)/2π ≃ 200 kHz
dfs = Δfs(δ) ≃ ±200 Hz.

Wenn demgemäß die Frequenz fr eines Überlagerungs-Oszillators für eine Schwebungsfrequenz folgendermaßen ausgewählt wird:

fr = fo + Δfs + 200 Hz,

ist es ausreichend, das Verstärkungsband eines Signalverstärkers im Bereich von 0 bis 400 Hz auszuwählen. Wenn fr=fo+Δfs, kann das Band von 0 bis 200 Hz betragen.

Fehler in desem Band werden durch den Umfang des Übergangs zur Feldstärke ΔHs und Rauschen, das in das Signalband eintritt, verursacht. Die Wahrscheinlichkeit der Signalerkennung hängt nämlich von dem S/N-Verhältnis ab. Dieses Problem kann dadurch gelöst werden, daß die Stärke des Magnetfelds Ho erhöht wird oder daß ein Computer für die Signalverarbeitung verwendet wird oder daß z. B. die Frequenz von ΔHs, das bei einer passenden Frequenz moduliert ist, selektiert wird oder daß verschiedene elektronische Schaltungstechniken, wie Tiefpaß- oder Bandpaßverstärker geeigneter Frequenz, verwendet werden.

Ein erstes Magnetfeldabtastverfahren besteht darin, das Magnetfeld und das Meßobjekt relativ zueinander zu bewegen, wodurch die Meßobjektfläche gescannt werden kann. Ein zweites Verfahren besteht darin, das Magnetfeld zum Scannen durch eine entsprechende Änderung des Verhältnisses der Ströme I1 zu I2 im Helmholtz-Spulenpaar zu verschieben. Ein drittes Verfahren ist wie folgt: Wenn eine passende Frequenz für das Magnetfeld ΔHs verwendet wird, werden drei, das Magnetfeld erzeugende Spulen um einen vorgeschriebenen Punkt angeordnet, wobei sie einen Phasenabstand von 120 Grad haben. Durch ein rotierendes Magnetfeld aufgrund der Ströme der den Spulen zugeführten selben Frequenz wird bewirkt, daß ein vorgegebener Zeitpunkt mit einer vorgegebenen Lage des Felds korrespondiert. Dadurch kann ein Magnetfeldscanning in einer ebenen oder sphärischen Fläche ausgeführt werden. Es ist natürlich möglich, eine Kombination der Verfahren zu verwenden.

Nachfolgend werden andere Magnetfeldscanverfahren beschrieben.

Eines davon besteht darin, daß man einen Gleichstrom oder einen Strom mit passender Frequenz durch einen zu untersuchenden (lebenden) Körper fließen läßt und das resultierende Magnetfeld anstelle des vorstehend erwähnten Felds ΔHs verwendet. Das in diesem Falle zu berücksichtigende Problem besteht darin, einen Strom fließen zu lassen, der stark genug ist, um ein gewünschtes Magnetfeld aufzubauen, ohne im lebenden Körper Schmerzen zu erregen. Ein starker Strom kann angelegt werden, wenn man eine passende Frequenz wie bei einer Niederfrequenzbehandlungsvorrichtung, auswählt, wobei es in diesem Falle auch möglich ist, das S/N- Verhältnis durch selektives Verstärken der Frequenz zu verbessern. In einigen Fällen ist kein so starkes Magnetfeld nötig. Demgemäß kann auch ein Gleichstrom verwendet werden. Hierbei muß jedoch das folgende Problem berücksichtigt werden.

Da der Stromweg derjenige Teil des Körpers ist, der eine niedrige Impedanz hat, müssen die Lagen der Elektroden in der Weise passend ausgewählt werden, daß die Meßobjektfläche in dem Stromweg enthalten ist. Da das Magnetfeld einer Anziehungs- oder Abstoßungskraft aufgrund der elektromagnetischen Kraft zwischen Ho und dem Magnetfeld des Strom ausgesetzt ist, muß die Anziehungs- oder Abstoßungskraft in geeigneter Weise berücksichtigt werden. Die folgende Lösung kann für diese Probleme verwendet werden.

Bei einem Magnetfeld, erzeugt durch einen solchen, im Körper induzierten Strom, ist es nicht sicher, ob das resultierende Signal von der vorgegebenen Fläche oder einer Nachbarfläche im Stromweg herkommt. Um diese Unsicherheit zu vermeiden, kann man N(N≧1) Stromwege verwenden und gegenüberliegende Elektroden in der in Fig. 2 gezeigten Weise anordnen. Diese Figur erklärt die Erzeugung des Scanmagnetfelds durch den in dem Körper induzierten Strom. a und a′ bezeichnen gegenüberliegende Elektroden auf der Hautfläche und b und b′ bezeichnen andere gegenüberliegende Elektroden. 1 bezeichnet einen Teil eines menschlichen Körpers und 2 bezeichnet die Fläche des Scanmagnetfelds. Die gegenüberliegenden Elektroden sind so angeordnet, daß ihre Stromwege über denselben Punkt laufen, der die Meßobjektfläche bildet. Zum Scannen der Objektfläche ist es möglich, den einen Stromweg festzulegen und den anderen für das Scannen zu verwenden. In einigen Fällen ist es auch möglich, die Objektfläche zu begrenzen oder zu reduzieren, indem zum Induzieren des Stroms eine Injektionsnadel verwendet wird, die in den Körper eingesetzt wird. Auch ist es möglich, die Frequenzen und Phasen der Ströme verschieden voneinander zu wählen und Magnetfelder in besonderen Ausbildungen an besonderen Flächen anzulegen, wodurch ihre Erkennung erleichtert wird. Zum Erzeugen von ΔHs können die Scanmagnetfelder so gebildet werden, daß sie einander in rechten Winkeln kreuzen, oder drei Magnetfelder können in gleicher Weise mit drei orthogonalen Achsen gebildet werden. Dieses Verfahren wird nachfolgend beschrieben.

Fig. 3 erläutert die Erzeugung eines Scanfeldes mit drei orthogonalen Achsen, wobei der Fall gezeigt ist, bei dem ΔHs1, ΔHs2 und Ho an die drei Achsen angelegt sind und Ho auf der Z-Achse liegt. Das Scanmagnetfeld wird durch einen zusammengesetzten Wert ΔHs der orthogonalen Achsen ΔHs1 und ΔHs2 ausgedrückt und ein zusammengesetztes Magnetfeld Hr bezüglich dieser Achsen und Ho ist durch die folgende Gleichung gegeben:

worin sind
Ho = homogene Hauptfeldstärke
ΔHs = Scanmagnetfeld
ΔHs1 und ΔHs2 = Feldstärke der Magnetfelder, die einander in rechten Winkeln in einer Ebene senkrecht zu Ho kreuzen,
ΔHs² ΔHs²1 + ΔHs²2, Ho » Hs.

Aus der Gleichung (4) ergibt sich, daß das effektive Scanmagnetfeld ΔHs²/2Ho wird. Dies kann mit (ΔHs²1 + ΔHs²2) geändert werden, da Ho homogen und konstant ist. Wenn Hr in dieselbe Richtung wie Ho weist (falls Spulen symmetrisch in bezug auf das Magnetfeld Ho angeordnet sind, so daß sie ihre orthogonalen Komponenten in der Richtung des Magnetfelds Ho aufheben), verschwinden andere Komponenten als diejenigen in der Richtung von Ho. Im allgemeinen ist es ausreichend, nur ΔHs1 und ΔHs2 um Winkel analog zu ihren Größen zu kippen. Ein Vorteil dieses Verfahrens besteht darin, daß ein gewünschtes ΔHs gebildet werden kann, indem die beiden Magnetfelder ΔHs1 und ΔHs2 ausgenutzt werden. Wenn z. B. in Fig. 4 der Radius jeder Spule mit a, die Breite der Spule mit 2l, der Abstand zwischen gegenüberliegenden Endflächen der Spulen mit 2(Z-l) und l/2=0,4 und (Z-l)/a=0,195 angenommen werden, hat ein homogenes Magnetfeld H in axialer Richtung eines Helmholtzspulenpaars am Punkt P eine solche Kennlinie, wie sie in Fig. 5 gezeigt ist. Wenn zwei Helmholtz-Spulen verwendet werden, die einander unter einem passenden Winkel, z. B. einem rechten Winkel, kreuzen und nur eine vorgegebene Fläche zwischen den Spulen ein homogenes Magnetfeld aufweisen soll, kann ein im wesentlichen homogenes Scanmagnetfeld ΔHs zwischen diesen Spulen gebildet werden. Dies kann auch erreicht werden, indem eine Mehrzahl von Spulen, z. B. drei Spulen, die einander in rechten Winkeln kreuzen, verwendet werden.

Im folgenden wird ein Verfahren zum Erzeugen eines Scanmagnetfelds ΔHs, das aus einer Fläche ΔHs=O und einer Nachbarfläche ΔHs≠O zusammengesetzt ist, beschrieben, wobei Abänderungen dieses Verfahrens später beschrieben werden.

Das einfachste Verfahren besteht in der Umkehr der Richtung des Stroms der einen Spule, so daß die Magnetfelder durch die beiden Spulen sich gegeneinander zu Null am Ursprung O im Mittelteil dieses Helmholtz-Spulenpaars aufheben, wie in Fig. 4 gezeigt ist. In diesem Falle wird das Magnetfeld in der Ebene durch den Ursprung O und senkrecht zur Mittelachse der Spule aufgehoben, so daß diese Ebene als Scanebene mit ΔHs=O verwendet werden kann. Wenn es des weiteren gewünscht ist, ein Scannen mit einem linearen (zylindrischen) oder punktförmigen (spährischen) Magnetfeld zu erreichen, kann dies durch Verwendung von zwei oder drei orthogonalen Spulenpaaren erreicht werden. Soll ΔHs=O auf einer graden Linie liegen, so kann man dies durch Kreuzen von zwei Ebenen von ΔHs=O erreichen. Wenn ein punktförmiges ΔHs=O gewünscht wird, so erzeugt man drei Ebenen von ΔHs=O mit einem gemeinsamen Schnittpunkt. Es ist ersichtlich, daß ein solches Verfahren zum Erzeugen von ΔHs=O nicht speziell auf zwei Spulen beschränkt ist, die symmetrisch in bezug auf den Ursprung angeordnet sind, wie in Fig. 4 gezeigt ist, sondern auch mit einer Mehrzahl von unterschiedlichen Spulen durchgeführt werden kann, falls geeignete Ausführungsbeispiele gegeben sind.

Ein anderes Verfahren wird nachfolgend beschrieben. Wie in Fig. 6 gezeigt ist, sind drei identische Spulen C1, C2 und C3 in derselben Ebene angeordnet, wobei sie einen Winkelabstand von 120° haben. Ihre Achsen kreuzen sich am Ursprung O. Beim Speisen der Spulen mit demselben Strom wird die Felstärke am Ursprung Null. Aufgrund des gegenseitigen Einflusses der drei Spulen werden die Felstärken auf den gestrichelten Linien addiert. Da die Feldstärken gleiche Werte aufweisen, kann das punktförmige Magnetfeld ΔHs=O erzeugt werden. Falls darüber hinaus Wechselströme passender Frequenzen, die in der Phase um 120° versetzt sind, den Spulen C1, C2 und C3 zugeführt werden, wird ein rotierendes Magnetfeld erzeugt. Durch Scannen der gesamten Flächen (außer im Ursprung O) mit einem starken Magnetfeld können in diesen Flächen erzeugte Pseudosignale gelöscht werden.

Bei dem vorstehenden Verfahren haben identische Spulen zur Vereinfachung der Beschreibung einen Abstand von 120°, jedoch ist dies nicht immer notwendig. Es ist möglich, einen Aufbau derart zu schaffen, daß der zusammengesetzte Wert des durch jede Spule erzeugten Magnetfelds einen vorbestimmten Wert von z. B. ΔHs=O an einem bestimmten Objektpunkt wie bei dem Verfahren zum Erzeugen des Magnetfelds ΔHs=O durch Verwendung des Helmholtz-Spulenpaars hat. Die erste Ausführungsform der Erfindung ist im Zusammenhang mit dem Fall beschrieben, bei dem das homogene Magnetfeld Ho und das Scanmagnetfeld ΔHs (zur Vereinfachung der Beschreibung) getrennt erzeugt werden. Diese Magnetfelder können jedoch auch durch dieselbe Einrichtung erzeugt werden. Es ist vorstehend beschrieben worden, daß mit dem Verfahren der drei symmetrischen Spulen nach Fig. 6 die Feldstärke am Ursprung O zu Null gemacht werden und die Feldstärke der anderen Fläche hoch gemacht werden kann, jedoch kann auch ein homogenes schwaches Feld in der Nähe des Ursprungs gebildet werden, indem die Lagen und die Wicklungszahlen der drei Spulen etwas unterschiedlich von den vorstehend erwähnten Werten ausgewählt werden. Ein starkes Magnetfeld im wesentlich gleich dem vorher erwähnten kann auch in der Nachbarfläche erzeugt werden, so daß die Nähe des Ursprungs als Scanmagnetfeld verwendet werden kann. In diesem Fall kann das starke Magnetfeld (mit Ausnahme in der Nähe des Ursprungs) zum Magnetisieren von Protonen oder zum sehr schnellen Löschen des Pseudosignals in der Fläche durch Anlegen eines 90°-Impulses verwendet werden, wenn die Homogenität des Magnetfelds nicht groß ist. Dasselbe gilt für den Fall des Helmholtz-Spulenpaars, das Magnetfelder entgegengesetzter Polaritäten erzeugt. Es ist auch möglich, nur das vorstehend erwähnte Magnetfeld ΔHs mit Ho=O zu verwenden, eine ausgewählte Frequenz vorher zu bestimmen und zu scannen. Ein solches Magnetfeld ΔHs kann gemeinsam mit Ho verwendet werden, jedoch ist es selbstverständlich auch möglich, nur eine Spule zu verwenden und eine im wesentlichen homogene maximale Magnetfeldstärke auszunutzen, die auf der Mittelachse der Spule erzeugt wird. Es müssen also die Magnetfelder nicht immer getrennt gebildet werden, sondern können gleichzeitig durch dieselbe Einrichtung erzeugt werden.

Ein Verfahren zum Markieren der Meßobjektfläche besteht darin, die Relaxationszeit der Objektfläche unterschiedlich von der Relaxationszeit der Umgebung durch Einspritzen von passenden paramagnetischen Ionen zu machen und ein Signal aus der Objektfläche durch Ausnutzung der Differenz zur Umgebung zu erkennen. Bei der Anwendung dieses Verfahrens auf den menschlichen Körper ist die Sicherheit ein extrem wichtiges Problem, so daß die Prüfung des paramagnetischen Materials für die Verwendung in dem menschlichen Körper zeitraubend ist. Es würde jedoch kein Problem auftreten, wenn das paramagnetische Material aus solchen Materialien ausgewählt würde, die sich bereits als unschädlich für den menschlichen Körper herausgestellt haben. Des weiteren kann beim Einspritzen eines ferromagnetischen Pulvers, wie eines Ferrit, in die vorgegebene Fläche mit einer geeigneten Flüssigkeit, z. B. einer nicht kern-magnetischen Flüssigkeit, eine Unterscheidung der Resonanzfrequenz dieser Fläche erleichtert werden. In diesem Fall ist es auch möglich, das magnetische Markieren an der vorgegebenen Fläche durch eine ein kleines magnetisches Feld erzeugende Spule, die in die Spitze einer Injektionsspritze oder eines Herzkatheders eingesetzt wird, oder durch einen kleinen, an deren Spitze angebrachten Permanentmagneten durchzuführen. Des weiteren kann man ein Ferritpulver oder dergleichen in die Nahrung mischen. Die NMR-Information über den Weg, auf dem sich das Ferritpulver in dem Körper bewegt, wird dadurch unterscheidbar von der Information über die Umgebung gemacht.

Bei dem Signalerkennungsverfahren bei diesem Beispiel kann, da die Resonanzfrequenz durch das Feld ΔHs eine Abweichung erfährt, diese Abweichung mit einem Filter oder dergleichen erkannt werden.

Ein Verfahren, das die Erkennung des NMR-Signals erleichtert, indem mögliche Merkmale des Meßobjekts verwendet werden, besteht in der Ausnutzung der Pulse des Bluts. Da Blutpulse nämlich Pulse derselben Wellenform (nachfolgend als Frequenz bezeichnet) in dem NMR-Signal erzeugen, kann man diese erkennen, indem ihre Frequenz selektiert wird, wodurch eine Information über Blutströmungsgeschwindigkeit, Ausdehnung oder Zusammenziehung des Blutgefäßes, die pulsierende Strömungsgeschwindigkeit usw. erhalten wird. Ein zweites Verfahren besteht in der Ausnutzung einer Atmungsperiode. Wenn man nämlich die Periode der Atembewegung von Körperteilen ausnutzt, werden Signale von vorgegebenen definierten Flächen ausgewählt. In diesem Fall können sowohl natürliche als auch erzwungene Atmungsperioden ausgenutzt werden. Dieses Verfahren erscheint insbesondere nützlich zu sein, wenn es zur Erlangung von NMR-Information über die Atmungsorgane verwendet wird. Es ist auch möglich, das Innere des Körpers von außen in Schwingung zu versetzen, z. B. mittels Ultraschallwellen mit sehr großer Konvergenz. Hierfür werden z. B. zwei oder mehr Ultraschallquellen so angeordnet, daß davon ausgesandte Ultraschallwellen einander an einer vorgegebenen Fläche kreuzen, wodurch die Bestimmung der Fläche erleichtert wird. Dieses Verfahren beruht auf der Tatsache, daß die Amplitude von Protonenmolekülen durch die Ultraschallwelle in dem Magnetfeld mit der Stärke (Ho+ΔHs) eine elektromotorische Kraft erzeugt. Das Magnetfeld dient durch seinen Strom als ein Ersatz für das Magnetfeld ΔHs oder als eine Hilfseinrichtung dafür. Es ist auch möglich, die Frequenz und Phase der Ultraschallwellen in geeigneter Weise zu ändern und letztlich eine Schwingungsfrequenz oder eine bestimmte Phasenlage zu erkennen. Wenn die kernmagnetische Resonanzfrequenz der vorgegebenen Fläche und die Frequenz der Ultraschallwellen einander gleich sind, kommt es zu einer Übertragung der Energie zwischen diesen.

Eine Messung von stationären Protonen in einem Körper oder sich bewegenden Protonen (wie beim Blut) wird unter Bezugnahme auf Fig. 7 beschrieben.

Gemäß Fig. 7 wird angenommen, daß ein durch gestrichelte Linien angegebenes Blutgefäß durch eine strichpunktiert gezeichnete sphärische Objektfläche Op in einem Teil des Körpers des Meßobjekts läuft. In der Figur bezeichnen Cp, C1 und C2 eine Hochfrequenzspule und Empfangsspulen 1 und 2, die jeweils auf der Hautfläche angeordnet sind. Die Geschwindigkeit der Blutströmung und die Querschnittsfläche des Blutgefäßes sind jeweils mit v und s bezeichnet. Der Durchmesser der Objektfläche Op und der Abstand zwischen den Spulen Cp, C1 und C2 sind jeweils mit L, l1 und l2 bezeichnet. Die Zeitperioden, in denen Blut von der Mitte der Fläche Op unmittelbar vor der Spule Cp zu den Punkten unmittelbar hinter den Spulen C1 und C2 fließt, sind jeweils durch t1 und t2 dargestellt. Es wird angenommen, daß das Meßobjekt in dem homogenen Magnetfeld Ho angeordnet ist und daß nur die Fläche Op in einem Magnetfeld (Ho+ΔHs) angeordnet ist, mit dem das Magnetfeld ΔHs dem Magnetfeld Ho überlagert ist. Wenn die Meßobjekte Protonen sind, ist die Resonanzfrequenz der Fläche Op durch die Gleichung (3) gegeben und die Frequenz in der Umgebung ist durch die Gleichung (1) gegeben. γ stellt das gyromagnetische Verhältnis der Protonen dar.

Die Blutströmungsgeschwindigkeit q in dem Blutgefäß wird in folgender Weise ausgedrückt:

q = sv (5).

Nach Anlegen eines 90°-Impulses mit einer Hochfrequenz (fo+Δfs) an die Spule Cp zur Magnetisierung wie in dem Falle des bekannten Verfahrens zum Messen der Relaxationszeit ist, wenn die Anfangsmagnetisierung der Protonen pro Volumeneinheit mit Mo angenommen wird, die Magnetisierung Mp des Blutes in der Fläche Op in folgender Weise gegeben:

Mp = MosL (6).

Das Resonanzsignal der Fläche Op wird allmählich mit einer Eigenrelaxationszeit gedämpft, die eine Zeitkonstante ist. Da aber die Resonanzfrequenz der Umgebung extrem unterschiedlich zur Resonanzfrequenz der Fläche Op ist, kommt deren Signal nicht in Resonanz und verschwindet sofort. Wenn demgemäß das Magnetfeld ΔHs stromabwärts bei der Blutströmungsgeschwindigkeit v gescannt wird, die vorher gemessen wurde, oder wenn der Körper stromaufwärts mit der Geschwindigkeit v bewegt wird, treten Signale entsprechend der Blutströmungsgeschwindigkeit in der Fläche Op in den Spulen C1 und C2 nach den Zeitperioden t1 und t2 in folgender Weise auf. Beim Erkennen der Magnetisierung M1 mit der Empfangsspule C1 wird eine Dämpfung durch den Kopplungskoeffizienten der Spule C1 bestimmt und das Blutgefäß befindet sich gerade unter der Spule C1. Da aber die Dämpfung durch die gesamte Anordnung und die Umgebungsbedingungen bestimmt wird, wird angenommen, daß der Kopplungskoeffizient 1 ist. Dasselbe gilt für die Erkennung der Magnetisierung M2 durch die andere Spule C2.

worin gilt v = l1/t1 = l2/t2, 1/T = 1/T₂^* + 1/T2; T₂^* = 1/γ · Δh, Δh = Abweichung von dem homogenen Magnetfeld (Ho+ΔHs) und T2 = Spin-Spin-Relaxationszeit der Protonen.

Im voranstehenden Falle liegt das Blutgefäß gerade unter der Spule C1 oder C2, jedoch ist dies nicht immer erforderlich. Wenn von dem erkannten Signal bekannt ist, daß es aus der vorgegebenen Fläche stammt, kann der Kopplungskoeffizient zwischen der Fläche und der Empfangsspule berechnet werden, so daß das Signal quantitativ gemessen werden kann. Folglich ist es notwendig, Messungen zu den beiden Zeitpunkten t1 und t2 auszuführen, jedoch kann auf eine der Spulen C1 und C2 verzichtet werden.

Um die Signalkomponente des fließenden Blutes zu erhöhen, wird das fließende Blut einem Magnetfeld ausgesetzt, das stärker als Ho stromaufwärts der Fläche Op ist, wodurch eine erhöhte Magnetisierung M geschaffen wird. Dann wird die oben erwähnte Behandlung in der Fläche Op ausgeführt, wodurch das SN-Verhältnis verbessert werden kann.

Bei der Messung von stationären Protonen wird (anders als im Falle der Messung des Blutstroms) das Magnetfeld ΔHs nicht in Übereinstimmung mit der Blutströmungsgeschwindigkeit bewegt, sondern festgelegt. Wenn die Magnetisierung der Fläche Op nach einer Zeitperiode t3 gemessen wird, kann das Volumen Q aus der folgenden Gleichung erhalten werden. Hierbei wird das Volumen der Protonen in der Fläche Op als Q bezeichnet und Mp in der Gleichung (6) mit Mo(Q-sL) bezeichnet. Die Magnetisierung ist in diesem Falle durch M3 dargestellt.

M3 = Mo(Q - sL) · e^-t3/T

Q = (M3/Mo) · e^t3/T + sL

Es wird angenommen, daß t3 eine Zeitperiode ist, von dem Zeitpunkt, zu dem das in der Fläche Op vorhandene Blut einem gepulsten Feld ausgesetzt wird und aus der Fläche strömt, bis zu dem Zeitpunkt der Messung der Magnetisierung M3, zu dem kein Signal des Bluts in der Empfangsspule des Teils Cp auftritt.

Die Meßverfahren für sich bewegende und stationäre Protonen können auf verschiedene Weise geändert werden.

Das Magnetfeld Ho wird z. B. an die Fläche Op angelegt und das Magnetfeld (Ho+ΔHs) wird an die Umgebung angelegt. Das Magnetfeld ΔHs wird sofort nach dem Aufprägen eines Puls-Felds durch einen 90°-Impuls mit einer Frequenz fo neutralisiert. In diesem Fall muß kein Scannen des magnetischen Felds ΔHs erfolgen. Das Magnetfeld ΔHs wird nämlich gleichzeitig mit oder vor dem pulsierenden Feld (mit der Frequenz fo) angelegt, und wenn ein erzwungenes Resonanzsignal der nicht in Resonanz schwingenden Fläche in der Umgebung der Fläche Op sofort gedämpft wird und die Blutströmung noch fast stationär bleibt, wird das Magnetfeld ΔHs entfernt, nachdem das Signal durch die Spulen C1 und C2 empfangen ist, wie vorstehend beschrieben wurde.

Der Vorteil der Addition eines solchen 90°-Impulses besteht darin, daß die Relaxationszeit des Meßobjekts auch gleichzeitig gemessen werden kann. Das Problem, das in diesem Falle berücksichtigt werden muß, besteht in einem Pseudosignal aufgrund der stationären Protonen, die in der Fläche Op enthalten sind. Dieses Pseudosignal kann gelöscht werden, indem das Magnetfeld ΔHs stromabwärts in Übereinstimmung mit der Blutströmungsgeschwindigkeit bewegt wird, um die Fläche, in der das Pseudosignal entsteht, in einen solchen Zustand zu bringen, daß gilt ΔHs≠O. Es ist auch möglich, das Pseudosignal zu löschen, indem ein Abstanddifferenzierungsverfahren derart verwendet wird, daß die Differenz zwischen den Signalausgängen von den Spulen C1 und C2 abgenommen wird. Das Pseudosignal der Fläche Op wird gelöscht. Nur die Nachbarsignale werden abgenommen.

Eine Abänderung des Verfahrens unter Verwendung des 90°- Impulses wird nachfolgend beschrieben. Dieses Verfahren ist vorangehend in Verbindung mit dem Fall beschrieben worden, bei dem das Scanfeld ΔHs=O nur in der vorgegebenen Fläche erzeugt worden ist. Das vorliegende Beispiel verwendet eine solche Kombination von Spulen, daß ein Hochfrequenz-Magnetfeld H1 in der vorgegebenen Fläche null wird. Wenn nämlich die Spulen exakt gefertigt sind, können die Feldstärken als im wesentlichen gleich sowohl bei Gleichstrom als auch bei hohen Frequenzen betrachtet werden.

Es wird angenommen, daß gilt H1=O in der Fläche Op und daß H1 extrem stark in der Umgebung ist. Wenn H1 durch den vorstehend erwähnten 90°-Impuls erzeugt wird, werden Protonen in der Fläche Op nicht durch den 90°-Impuls beeinflußt, jedoch werden die Protonen in der Umgebung um 90° gedreht. Dann wird ein zweiter 90°-Impuls durch eine passende Spule erzeugt und an die gesamte Fläche einschließlich Op angelegt, an die das vorstehend erwähnte Magnetfeld H1 angelegt worden ist. In diesem Fall werden die Protonen in der Fläche von H1≠O um 180° gedreht und können nicht erkannt werden.

Den Protonen in der Fläche Op von H1=O wird aber der 90°-Impuls nur einmal zugeführt, so daß die markierte Magnetisierung in gleicher Weise wie in dem vorangehenden Beispiel bleibt und mit der Zeitkonstante T2 geschwächt wird. Wenn demgemäß eine Detektorspule bei Cp angeordnet wird, wird ein Signal von der Fläche Op in die Detektorspule induziert und dieses Signal entspricht der Summe der stationären Protonen und der Blutströmungsgeschwindigkeit in der Fläche Op. Da das Blut strömt, wird eine Prüfung dieser Zeitbeziehung die stationären Protonen und das vorstehend erwähnte Blutströmungsverhältnis zeigen. Andererseits wird in dem Falle der Fig. 7 das Blut in der Fläche Op mit den Spulen C1 oder C2 erkannt. Um das Pseudosignal in der Fläche Op zu entfernen, ist es möglich, einen Differentialausgang zwischen den Spulen C1 und C2 abzuleiten oder eine Kompensationsspule an dem Platz stromaufwärts von Cp anzuordnen, der mit Bezug auf Cp symmetrisch zu C1 ist. Ein wesentlicher Punkt dieses Beispiels besteht darin, daß der 90°-Impuls zweimal verwendet wird, einmal um eine Markierung einer bestimmten Fläche zu löschen und einmal um ein Signal der vorbezeichneten Fläche zu erzeugen. Dies ermöglicht die folgenden Erweiterungen.

Wenn als erstes der erste 90°-Impuls zugeführt wird, werden die Protonen in der Fläche Op nicht beeinflußt, so daß die Relaxationszeit T1 ist und die Magnetisierung dieser Fläche mit der Zeitkonstante T1 geschwächt wird. Die Protonen in der Umgebung werden aber auch durch den 90°-Impuls um 90° gedreht. Deren Relaxationszeit ist T2 und diese ist üblicherweise kleiner als T1. Wo die Inhomogenität des Magnetfelds groß ist, wird T2 sehr viel kleiner als T1. Das Hochfrequenz-Magnetfeld in der Fläche außerhalb Op verschwindet relativ schnell. Die Blutströmung in der Fläche Op fließt jedoch stromabwärts und wird allmählich mit der großen Relaxationszeit T1 gedämpft. Wenn z. B. die Blutströmung C1 oder C2 in Fig. 7 erreicht hat, wird der zweite 90°-Impuls an die gesamte Fläche angelegt. In diesem Falle werden die Protonen außer denen, die in der Fläche Op vorhanden sind, zur Zeit des Anlegens des ersten 90°-Impulses alle mit dem 90°-Impuls zweimal beaufschlagt, d. h. sie werden um 180° gedreht und die markierte Magnetisierung wird fast gelöscht. Da T2 zusätzlich klein ist, ist auch die dadurch veranlaßte Dämpfung groß. Während des Regenerierungsprozesses nach dem ersten 90°-Impuls erzeugte Längskomponenten erzeugen jedoch ein Pseudosignal mit dem zweiten 90°-Impuls. Wenn T1 groß ist, regenerieren die Längskomponenten langsam und haben somit einen geringen Einfluß. Notwendigenfalls kann der Einfluß des weiteren durch die Verwendung einer Kompensationsspule verringert werden, wie vorstehend in bezug auf die vierte Ausführungsform beschrieben wurde. Bei diesem Verfahren ist, da T1 größer als T2 ist, der Abstand zwischen Cp und C1 und C2 in Fig. 7 größer als der bei der vierten Ausführungsform und folglich ist auch unter diesem Gesichtspunkt dieses Verfahren hinsichtlich des Pseudosignals vorteilhaft.

Der erste 90°-Impuls wird an das Meßobjekt mit Ausnahme der vorgegebenen Fläche, der zweite 90°-Impuls wird an die gesamte Fläche des Meßobjekts angelegt. Dies kann man durch dieselbe Spulengruppe erreichen. Hierfür können die Spulen zur Erzeugung von ΔHs=O verwendet werden. Im Falle der Erzeugung von H1≠O über die gesamte Fläche des Meßobjekts sind die Polaritäten der Spulen so kombiniert, daß das zusammengesetzte Magnetfeld nicht null wird. Zum Beispiel wird die Polarität, bei der die beiden Spulen des Helmholtz-Spulenpaars für die Anlegung des ersten 90°-Impulses miteinander verbunden werden, für die Anlegung des zweiten 90°-Impulses umgekehrt. Zum Erzeugen von H1=O ist es auch möglich, einen passenden Magnetschirm anstelle der Verwendung solcher Spulen ein- und auszuschalten. Des weiteren ist es in dem Falle eines lebenden Körpers unmöglich, den ferromagnetischen Stoff in die Meßobjektfläche einzubetten. Statt dessen ist es möglich, eine Kurzschlußspule mit extrem niedrigem Widerstand auf einen abzuschirmenden Teil zu wickeln und in der Spule einen Strom zu erzeugen, der ein äußeres Magnetfeld verhindert, das mit dem abzuschirmenden Teil verkettet ist, wodurch das zusammengesetzte Magnetfeld in der Spule im wesentlichen zu null wird. Für diesen Zweck muß die Spule nicht immer eine Spule mit einer Wicklung sein. In Übereinstimmung mit dem Bereich des Abschirmeffekts wird die Zahl der Wicklungen in geeigneter Weise erhöht und die n Kurzschlußspulen werden passend angeordnet oder es wird eine breite Leitung verwendet. Wenn es jedoch erwünscht ist, ein Signal in der Nähe von H1=O abzunehmen, ist es notwendig, die Spule mit n Wicklungen zu öffnen. Dies kann mittels eines Schaltkreises erreicht werden. Da neuerdings eine ultratiefe Temperatur leicht erzeugt werden kann, ist es auch möglich, eine Spule unter Ausnutzung der Erscheinung der Supraleitfähigkeit zu verwenden. Ein starkes statisches Magnetfeld aufgrund eines supraleitenden Magneten kann leicht durch diese Vorrichtung erzeugt werden. Im Falle des Anlegens des 90°-Impulses (einmal oder zweimal) ist es erwünscht, die statische Magnetisierung zur Erhöhung der Signalstärke zu vergrößern. Hierfür ist nicht immer ein homogenes Magnetfeld notwendig. Man kann auch einen passenden Magneten an einer Stelle stromaufwärts der Blutströmung anordnen. Wenn das Blut, das dem starken statischen Magnetfeld ausgesetzt wird, ein homogenes niedriges Feld erreicht, ist es schwierig, die Magnetisierung des Blutes zu dämpfen, da die Zeitkonstante T1 groß ist. Diese Eigenschaft wird ausgenutzt. Demgemäß kann das Magnetfeld in der Nähe der Fläche Op ein homogenes schwaches Feld entsprechend einer passenden Resonanzfrequenz sein, das durch den Verlust in dem Körper kaum beeinflußt wird. In diesem Fall ist die Magnetisierung des Blutes groß und die Magnetisierung der stationären Protonen der Umgebung der Fläche Op ist klein, so daß das oben öfter erwähnte Pseudosignal extrem klein ist. Das Verfahren mit zwei Magnetfeldern unter Verwendung einer Kombination des starken Magnetfelds und des schwachen homogenen Felds ist nicht nur bei der Blutströmungsmessung, sondern auch bei der Messung von stationären Stoffen anwendbar. Entweder wird eine Bewegung entsprechend der Blutströmungsgeschwindigkeit auf einen lebenden Körper gegeben, oder es wird nachdem die Umgebung der vorgegebenen Fläche durch ein starkes Magnetfeld magnetisiert ist, ein homogenes schwaches Feld an die Umgebung angelegt und dann die Resonanzfrequenz gemessen. Ein praktisches Verfahren unter Verwendung eines Permanentmagneten wird später als Beispiel der Meßanordnung beschrieben.

Bei dem Beispiel unter Ausnutzung des 90°-Impulses ist es ausreichend, wenn nur die Magnetisierung die Querkomponente aufweist. Wenn der durch die beiden Impulse insgesamt gedrehte Winkel ein ganzzahliges Vielfaches von 180° ist, kann das obige Beispiel ausgeführt werden. Es kommt darauf an, daß der gesamte, durch den ersten und den zweiten Impuls oder in einigen Fällen N Impulse gedrehte Winkel ein ganzzahliges Vielfaches von 180° ist.

Zur Verbesserung des Löschens des Pseudosignals und Erkennens der Nutzsignale ist es oft besser, ein anderes Verfahren anstelle des zweimaligen Anlegens des 90°-Impulses anzuwenden.

Dann wird ein starkes statisches Ein-Aus-Magnetfeld (der Auszustand hat den Wert null oder einen anderen bestimmten Wert) an ein Blutgefäß unter der Hautfläche angelegt. Wenn nämlich das in einem Blutgefäß 2 fließende Blut durch einen Magnet 3, der nahe der Haufläche 1 angeordnet ist, wie in Fig. 8A gezeigt ist, mit einer passenden Periode in einem solchen statischen Magnetfeld, wie dies in Fig. 8B gezeigt ist, magnetisiert wird, strömt auch die Magnetisierung des Bluts. Die Magnetisierung wird stromabwärts durch ein passendes NMR-Meßverfahren in einem homogenen niedrigen Magnetfeld detektiert und führt zu einem Signal mit der vorstehend erwähnten Periode. Das S/N-Verhältnis kann deshalb durch selektives Verstärken dieses periodischen Signals oder durch Mittelwertsbildung der Signalflanken jeder Periode verbessert werden. Bei diesem Verfahren, bei dem die Blutströmungsgeschwindigkeit niedrig ist, ist die ausgewählte Frequenz niedrig, so daß das Verstärkerrauschen groß ist und die Ansprechzeit groß wird. Ein solcher Nachteil wird durch das folgende Verfahren vermieden. Wie in Fig. 9A gezeigt, sind N Generatoren für starke Magnetfelder nahe der Hautfläche 1 längs des Blutgefäßes 2 angeordnet. Bei dem dargestellten Beispiel werden drei Feldgeneratoren verwendet. Die Feldgeneratoren sind so ausgebildet, daß die auf das Blut aufgebrachte Magnetisierung der stromaufwärts aufgebrachten Magnetisierung überlagert und so verstärkt wird (siehe Fig. 9B).

Zu diesem Zwecke ist die Ein-Aus-Periode zu l/v ausgewählt, wodurch eine verstärkte Magnetisierung und folglich ein starkes Ausgangssignal erhalten werden können. Durch Auswahl der Periode T derart, daß dieser Ausgang ein Maximum wird, kann v aus T=l/v gemessen werden. Falls das Ausgangssignal und die Dämpfung zwischen dem Detektor und dem Blutgefäß bekannt sind, kann auch die Strömungsgeschwindigkeit festgestellt werden.

Bei einem anderen Pseudosignal-Kompensierverfahren werden eine Kompensierspule C1′, die mit der Spule C1 identisch ist, stromaufwärts an einer Stelle symmetrisch zu C1 in bezug auf die Spule Cp angeordnet und die Differenz zwischen den Ausgängen der Spulen C1 und C1′ gemessen. In diesem Falle sind die Spulen genau symmetrisch zueinander bezüglich der Pseudosignalquelle angeordnet und mit entgegengesetzten Polaritäten geschaltet. Der Abstand zu den beiden Spulen ist sehr unterschiedlich, so daß dieses Verfahren insbesondere im Fall von tief im Körper liegenden Blutgefäßen zweckmäßig ist.

Anstelle des Anlegens eines Felds mit 90°-Impulsen kann auch ein dazu äquivalentes Feld mit 270°-Impulsen oder ein anderes Feld mit Impulsen, das diese Komponenten enthält, verwendet werden. Durch die Verwendung nicht nur der oben erwähnten Impulse, sondern auch eines Hochfrequenz-Magnetfelds, das in der Lage ist, die Magnetisierung zu drehen, damit diese eine y-Komponente hat, ist eine gleichartige Messung möglich.

Vorangehend sind die Spulen C1 und C2 zur Vereinfachung so beschrieben, daß sie an der Hautfläche angebracht sind. Wenn es erwünscht ist, das SN-Verhältnis zu verbessern oder nur das Signal der vorgegebenen Fläche zu messen, ist es möglich, eine Empfangsspule an der Spitze einer Injektionsnadel anzuordnen oder in den Körper einzusetzen.

Ein Strömungsmeßverfahren, das sich von der vierten Ausführungsform unterscheidet, verwendet die Magnetfeldabtastung unter Anwendung des in Fig. 1 gezeigten Aufbaus. Fig. 10, 11A und 11B sind eine schematische Darstellung einer Meßobjektfläche und graphische Darstellungen der Beziehungen zwischen der Blutströmungsgeschwindigkeit und dem abgetasteten Ausgang.

Zur Vereinfachung wird angenommen, daß die Umgebung des Meßobjekts (die in Fig. 1 mit strichpunktierten Linien angegebene Fläche 3) ein homogenes Körpergewebe ist, in dem Wasser gleichförmig verteilt ist, daß die Innenseite und die Außenseite dieser Fläche unterschiedlichen Magnetfeldern ausgesetzt sind, die für die Strömungsgeschwindigkeitsmessung erforderlich sind, daß die Innenseite der Fläche einem homogenen Feld Ho ausgesetzt ist (ΔHs=O) und daß, wenn ein einzelnes Blutgefäß 2 in der Fläche vorhanden ist, das Scanmagnetfeld ΔHs an die in gestrichelten Linien dargestellte zylindrische Fläche 1 angelegt wird.

Die Fläche, an die das Magnetfeld ΔHs angelegt wird, ist relativ breit ausgelegt, so daß die Meßobjektfläche darin eingeschlossen werden kann. Zu diesem Zweck werden das Magnetfeld und der lebende Körper (das Meßobjekt) relativ zueinander in solcher Weise bewegt, daß die bekannte Meßobjektfläche in der Fläche liegt, die dem Magnetfeld ΔHs ausgesetzt ist. Wenn die Pulsamplituden bzw. Schwingungen im Blutdruck durch Verschieben des Magnetfelds ΔHs auf dem lebenden Körper maximal geworden sind, wird das Blutgefäß von der Fläche des Magnetfelds ΔHs vollständig überdeckt. Wenn die Fläche des Magnetfelds ΔHs demgemäß auf die minimale Querschnittfläche eingestellt wird, bei welcher der maximale Pulsamplitudenwert gehalten wird, wird der Durchmesser der zylindrischen Fläche, über die das Magnetfeld ΔHs wirkt, gleich dem Durchmesser des Blutgefäßes. Auf diese Weise kann die Querschnittsfläche des Blutgefäßes gemessen werden. Da die typische Beziehung zwischen der Blutströmungsgeschwindigkeit und dem detektierten Signal des weiteren bekannt ist (wie in Fig. 11 gezeigt), kann die Tendenz aus dem anzulegenden Hochfrequenzmagnetfeld H1 erkannt werden. In Fig. 11A bezeichnen Vo ein Ausgangssignal für den Fall, in dem das Blutgefäß mit Blut gefüllt ist, jedoch die Strömungsgeschwindigkeit null ist, und Vt das Summensignal für ein bestimmtes Strömungsverhältnis (Querschnittsfläche × Strömungsgeschwindigkeit) einschließlich der Welligkeit. In der Praxis liegt die Blutströmungsgeschwindigkeit Vt vor (wie in Fig. 11B gezeigt), so daß ihre Maximal- und Minimalwerte (Vt_max und Vt_min) gemessen werden können. Eine solche Geschwindigkeit der Blutströmung in dem Blutgefäß kann auch als Information für eine Diagnose verwendet werden und dient des weiteren als Index für die folgende Strömungsgeschwindigkeitsmessung. Wenn nämlich ein weiteres Magnetfeld ΔHs′ an die Meßobjektfläche und eine weitere Fläche desselben Blutgefäßes angelegt wird und wenn die Beziehung zwischen dem Signal entsprechen den Strömungspulsen innerhalb der Meßfläche und des entsprechenden Signals innerhalb der anderen Fläche ausgewertet wird, kann die Ausbreitungszeit der Blutströmung zwischen zwei Punkten festgestellt werden. Da der Abstand zwischen den Meßpunkten aus dem Meßaufbau zum Anlegen der Magnetfelder ΔHs und ΔHs′ bekannt ist, kann die Blutströmungsgeschwindigkeit hergeleitet werden. Demgemäß kann die Flußrate auf der Abszisse in Fig. 11A als Produkt der Querschnittsfläche des Blutgefäßes und der Blutströmungsgeschwindigkeit, die sich aus der Messung ergibt, errechnet werden.

Im folgenden wird der Unterschied zwischen dem Scanmagnetfeld ΔHs, das für die Erfindung wesentlich ist, und einem bekannten Ablenkungsmagnetfeld hs zur magnetischen Feldablenkung (Sweep) beschrieben.

Durch das an die Meßobjektfläche angelegte homogene Magnetfeld Ho ist die Resonanzerscheinung bei der Resonanzfrequenz ωo=γHo dieser Fläche sehr scharf und tritt nicht auf, bis sie im wesentlichen vollständig koinzident mit einer Hochfrequenz ω wird, die man zum Erkennen der Resonanzfrequenz anlegt. Damit die Resonanzerscheinung leicht ohne eine Feinfrequenzeinstellung erkannt werden kann, wird das Magnetfeld hs, das weit kleiner als das Feld Ho ist, dem letzteren überlagert und kontinuierlich geändert, wodurch ein Punkt γ(Ho+hs)=ω leicht gefunden wird. Das Magnetfeld hs wird demgemäß nur dem Feld Ho überlagert und wird anders als das vorstehend erwähnte Magnetfeld ΔHs nicht nur an die vorgegebene Fläche der Probe angelegt. Dasselbe Ergebnis kann auch durch ein Sweepen der Frequenz nahe der Resonanzfrequenz ω/2π anstelle des Magnetfelds hs erhalten werden. Dieses Verfahren ist auch lange Zeit praktiziert worden. In dem Falle eines Frequenzsweeps entsprechend dem Magnetfeld ΔHs ist es jedoch nicht bekannt, von welcher Fläche die Resonanzerscheinung stammt, so daß es unmöglich ist, das Signal der vorgegebenen Fläche, zuzuordnen.

Im folgenden wird ein Verfahren beschrieben, bei dem über das Magnetfeld ΔHs ein Magnetfeldscan und -sweep ausgeführt werden. Üblicherweise ist ein maximaler Wert des Magnetfelds hs für einen Magnetfeldsweep mehrere Male so groß wie die Inhomogenität dHo des Magnetfelds Ho.

Wenn Ho=10⁴G und dHo=10⁻¹G, kann der maximale Wert des Magnetfelds hs kleiner als einige Gauß werden. Wenn folglich das Magnetfeld ΔHs dutzende Gauß beträgt und wenn etwa 1 bis 10% des Felds ΔHs für einen Magnetfeldsweep geändert werden, ist es möglich, eine vorgegebene Fläche aufgrund von ΔHs festzulegen und einen Magnetfeldsweep zu verwenden. Eine Abänderung dieses Verfahrens besteht darin, das vorstehend erwähnte rotierende Magnetfeld auszunutzen und zu bewirken, daß ein vorgegebener Ort und eine Zeit damit korrespondieren, wodurch die Funktion des Magnetfelds ΔHs erhalten wird.

Die folgende Beschreibung bezieht sich hauptsächlich auf das Magnetfeld ΔHs.

Hauptprobleme der NMR-Meßanordnung unter Verwendung des Magnetfeldscans sind folgende:

(1) Anordnung eines Elements zur Erzeugung von ΔHs
(2) Entfernen der Pseudosignale, die von den nicht zu messenden Objektflächen stammen.

Das erste Problem tritt in den Fällen auf, bei denen eine ferromagnetische Substanz für einen Elektromagneten zum Erzeugen des Magnetfelds Ho verwendet wird und das Meßobjekt so groß wie der menschliche Körper ist während die Vorrichtung klein sein soll. Dies rührt daher, daß die Magnetfeldverteilung durch einen ferromagnetischen Stoff gestört wird. Um dies zu vermeiden, wird folgendes vorgeschlagen: Wie vorstehend beschrieben, hat das Magnetfeld ΔHs oft eine Punkt-, Linien- oder Ebenensymmetrie. Der ferromagnetische Stoff zum Erzeugen des Magnetfelds Ho ist aber auch in bezug auf eine definierte Ebene oder eine gerade Linie um einen Luftspalt bzw. einen Magnetpol-Luftspaltteil symmetrisch, wie dies bei einem hufeisenförmigen Magnet der Fall ist. Wenn die Symmetrieachsen oder -ebenen dieser beiden koinzident zueinander gemacht werden, ist zwar die Form des Magnetfelds ΔHs gestört, jedoch ist die Störung symmetrisch. Wenn insbesondere eine homogene Fläche des Magnetfelds ΔHs an den Symmetrieachsen oder -ebenen erzeugt wird, ist dieser Teil üblicherweise relativ weit entfernt von dem ferromagnetischen Stoff und die Störung ist gering. Es ist relativ leicht, mittels einer Kompensationsspule die Störung zu verhindern.

Ein einfaches Beispiel ist in Fig. 12 gezeigt. In dieser Figur bezeichnen N und S Pole eines Elektromagneten, der aus ferromagnetischem Material gebildet ist, wodurch ein homogenes Magnetfeld Ho in einem Luftspalt zwischen den magnetischen Polen erzeugt wird. Es wird angenommen, daß drei orthogonale Achsen X, Y und Z, die durch strichpunktierte Linien angedeutet sind, einander im Ursprung O schneiden und daß die Magnetkerne jeweils symmetrisch in bezug auf diese Achsen angeordnet sind. Ein Helmholtz-Spulenpaar zum Erzeugen von ΔHs=O in einer Ebene YZ besteht aus HC1 und HC2, die um die X-Achse und symmetrisch in bezug auf die Ebene YZ angeordnet sind. Es soll also ein punktförmiges Feld ΔHs=O erzeugt werden, wobei ein Helmholtz-Spulenpaar gleichartig zu HC1 und HC2 um die Y- und Z-Achsen oder drei Spulen zur Erzeugung eines rotierenden Magnetfelds um den Ursprung O in der Ebene YZ angeordnet sind.

Auch in dem Falle einer solchen Symmetrie tritt eine geringe Störung aufgrund der Konstruktionstoleranzen auf, jedoch kann diese leicht durch das NMR-Erkennungsverfahren an dem Luftspalt zwischen den Magnetpolen gemessen werden, so daß eine Kompensation der Störung des Magnetfelds ΔHs erreicht werden kann. Für das Scannen des Magnetfelds ΔHs können die Spulen zum Erzeugen des Magnetfelds bewegt werden, während die vorher erwähnte Symmetrieachse aufrechterhalten wird. In üblichen Fällen wird jedoch das Meßobjekt 1 bewegt oder die vorstehend erwähnte Symmetrieachse od. dgl. wird unverändert gehalten und die Amperewindungszahlen der Spulen werden selektiv geändert.

Die zu verwendenden beiden Detektoren werden im folgenden beschrieben. Man kann als Empfangsspule eine kleine Spule verwenden, die in einer Injektionsnadel oder in einem Herzkatheter (anders als bei dem vorstehend beschriebenen Verfahren zum Erzeugen des Magnetfelds ΔHs durch die Injektionsnadel oder das Herzkatheter) angeordnet ist. Um als Empfangsspule zu dienen, darf ihre Umhüllung keinen Schirmeffekt aufweisen, so daß diese nötigenfalls aus einem Isoliermaterial gebildet ist. Es ist jedoch auch möglich, die Spule mit Metall nur zu umhüllen, während sie eingesetzt wird, und das Metall nach dem Einsetzen zu entfernen. Diese Spule kann auch zum Erzeugen eines Magnetfelds anstelle von ΔHs verwendet werden und eine weitere Spule kann getrennt innerhalb der Einsetzvorrichtung vorgesehen werden.

Das zweite Problem besteht darin, ein weiteres Detektorelement vorzusehen, mittels dessen das Pseudosignal kompensiert wird. Dies kann durch verschiedene Verfahren ausgeführt werden, wobei ein Beispiel in Fig. 7 gezeigt ist. Die Spulen C1 und C2 sind nämlich so weit von der Spule Cp im Abstand angeordnet, wie es das S/N-Verhältnis erlaubt. Der Abstand zwischen den Spulen C1 und C2 wird ungefähr mit L gewählt. Wie voranstehend unter Bezugnahme auf Fig. 7 beschrieben wurde, werden die Signalkomponente in der Blutströmung in der Fläche Op, die durch die Spule Cp erzeugt wird, und das Pseudosignal durch die stationären Protonen in der Fläche Op durch die Spulen C1 und C2 empfangen. Da die Abstände zwischen der Fläche Op und der Spule C1 und zwischen den Spulen Cp und C2 im wesentlichen einander gleich sind, werden die Pseudosignalkomponenten in Übereinstimmung mit der Relaxationszeit gedämpft und die absoluten Werte der durch die Spulen C1 und C2 abgetasteten Signale sind im wesentlichen gleich. Der Kürze wegen wird die Dämpfung mit der Relaxationszeit vernachlässigt. Wenn das Blut mit den Signalkomponenten fließt, und sich den Spulen C1 und C2 annähert, steigen die Eingangssignale der beiden Empfänger, bis die Blutströmung den Punkt unmittelbar unter der Spule C1 erreicht hat. Während das Blut zwischen den Spulen C1 und C2 strömt, wird das Eingangssignal zu der Spule C1 verringert und das der Spule C2 erhöht. Wenn das Blut stromabwärts von der Spule C2 strömt, sinken die Signalkomponenten. Überprüft man demgemäß die Tendenz durch Differenzieren der Ausgangssignale der Spulen C1 und C2, so steigt das Eingangssignal zu der einen Spule deutlich an und das der anderen Spule fällt deutlicher ab, während das Blut mit den Signalkomponenten zwischen den Spulen C1 und C2 steht, als in dem Fall, bei dem die Blutströmung in anderen Flächen liegt. Durch Erkennen der Differenz zwischen den Eingangssignalen zu den Spulen C1 und C2 kann deshalb der Einfluß der stationären Protonen der Fläche Op wesentlich verringert werden und des weiteren kann die Hälfte des Ausgangssignal als Signalkomponente von der Spule C1 oder C2 betrachtet werden, so daß auch die Blutströmungsgeschwindigkeit gemessen werden kann.

Gemäß einer Abänderung dieses Verfahrens ist ein Detektor zur Kompensation strömungsaufwärts von der Fläche Op als Detektor für nur eine Spule, z. B. C 1, vorgesehen. Dieser Detektor ist an einer solchen Stelle angeordnet, daß das Pseudosignal der Fläche Op in gleicher Weise in die Spule C1 und diesem Detektor eintreten kann. Bei einer solchen Anordnung unterdrückt der Differentialausgang dieser beiden Detektoren den Einfluß der stationären Protonen. Da der Ausgang ein Maximum dann wird, wenn das Blut mit dem Signal im wesentlichen unmittelbar unter der Spule C1 ankommt, ist es möglich, das Pseudosignal zu löschen, um nur die Signalkomponente zu erfassen, und des weiteren die Blutströmungsgeschwindigkeit zu messen, wie oben beschrieben wurde.

Als nächstes ist ein üblicheres Verfahren zum Kompensieren des Pseudosignals in Fig. 13 gezeigt. Die Figur zeigt drei typische Anordnungen der Detektorspulen. Die Detektorspulen A und B stehen in rechten Winkeln zu einem Hochfrequenzmagnetfeld H1 und können nur schlecht ein Pseudosignal aufgrund des Magnetfelds H1 empfangen, so daß diese Spulen nicht in Frage kommen. Währenddessen kann eine Detektorspule C, die an einer passenden Stelle zum Erkennen der Signalkomponente angeordnet ist, leicht ein großes Eingangssignal empfangen, das durch das Magnetfeld H1 induziert wird. In einem solchen Falle ist deshalb eine Spule C′ an einer Stelle symmetrisch zur Spule C in bezug auf das statische Feld Ho über dem Meßobjekt angeordnet. Die Spule C′ ist an einer solchen Stelle angeordnet, daß während der Kompensation des direkten Einflusses des Magnetfelds H1 (durch Abgreifen eines Differenzausgangs zwischen den Spulen C und C′) der Einfluß der Signalkomponente auf die Spule C′ eine umgekehrte Richtung aufweist als der auf die Spule C′.

Unter Bezugnahme auf Fig. 14 wird ein Verfahren mit zwei Magnetfeldern unter Verwendung eines Permanentmagneten nachfolgend beschrieben, welches das oben erwähnte zweite Problem mit einbezieht. Fig. 14A zeigt den Fall der Messung einer vorgegebenen Fläche in einer Querschnittsfläche eines lebenden Körpers, die relativ nahe der Hautfläche ist, oder einer vorgegebenen Fläche, wie des Magens oder des Uterus, in den das Meßinstrument eingesetzt werden kann. Es wird angenommen, daß die vorgegebene Fläche einem vorgegebenen Scanfeld ΔHs durch ein Helmholtz-Spulenpaar 1, 2 ausgesetzt ist. Ein in der Figur dargestellter Permanentmagnet wird nahe an die vorgegebene Fläche gebracht, um diese zu magnetisieren. Dann wird der Magnet entfernt. Als nächstes wird ein Signal der vorgegebenen Fläche durch eine kern-magnetische Resonanzvorrichtung abgeleitet, die nahe zur vorgegebenen Fläche gebracht wird, nachdem der Permanentmagnet entfernt wurde. Das in Fig. 14A dargestellte Verfahren enthält die folgenden Erweiterungsmöglichkeiten. Das Helmholtz-Spulenpaar kann z. B. in solcher Weise entfernt werden, daß, wenn der Permanentmagnet bewegt wird, das Magnetfeld, das durch den Permanentmagneten in einer vorgegebenen Fläche erzeugt wird, ein homogenes schwaches Feld ist, das durch das Helmholtz-Spulenpaar erzeugt wird. In diesem Falle ist es auch möglich, ein homogenes Magnetfeld durch ein Magnetpolstück zu erzeugen oder ein homogenes schwaches Feld durch Rotieren des Permanentmagneten zu erzeugen. Gemäß Fig. 14B wird der Permanentmagnet nicht bewegt, statt dessen wird ein ferromagnetischer Kern in einen Luftspalt eingesetzt und aus diesem zurückgezogen, um die Spaltlänge des Magneten zu ändern, wodurch ein starkes Magnetfeld und ein homogenes schwaches Feld in geeigneter Weise aufgebaut werden. Gemäß Fig. 14B ist eine Detektorspule auf den Kern aufgewickelt, um diesen auch als Detektor zu verwenden und eine Kurzschlußspule an der Spitze des Permanentmagneten zu schaffen, so daß das Hochfrequenzmagnetfeld an einem lebenden Körper angelegt werden kann, ohne in das ferromagnetische Element einzutreten. In den beiden Fällen der Fig. 14A und 14B, bei denen die Permanentmagnete dem Hochfrequenzmagnetfeld nahe sind, können Ferritmagnete mit niedrigem Hochfrequenzverlust als Permanentmagnete verwendet werden, um Verluste durch die Magnete zu verringern. Wenn das starke Magnetfeld und das homogene schwache Feld durch Spulen anstelle der Permanentmagnete erzeugt werden, ist der Hochfrequenzverlust gering. Fig. 15 zeigt ein Verfahren zum Erzeugen eines starken Magnetfelds und eines homogenen schwachen Felds durch Verwendung eines Magnetschirms. Nach Fig. 15A ist eine Schirmplatte in einem erforderlichen Abstand von einem Magnet angeordnet. Diese Platte ist in der Mitte ausgestanzt und hat eine zylindrische Ausbildung an diesem Teil, um die Erzeugung eines homogenen schwachen Felds zu erleichtern. In einem solchen Falle ist die Feldstärke in der Nähe der Mitte bei der zylindrischen Ausbildung ein Minimum, wodurch ein im wesentlichen homogenes Magnetfeld erzeugt wird. Die Form dieses ausgestanzten Teils muß nicht immer zylindrisch sein. Gemäß Fig. 15B sind die Schirmplatte und der zylindrische Teil in Fig. 15A voneinander entfernt angeordnet, so daß die Erzeugung des homogenen schwachen Felds weiter erleichtert wird.

Claims

1. NMR-Spektroskopieverfahren, wobei ein zu untersuchender Körper einem homogenen Magnetfeld (Ho) ausgesetzt wird, ein magnetisches Hilfsfeld (ΔHs) dem homogenen Magnetfeld (Ho) überlagert wird, und die im überlagerten Magnetfeld (Ho+ΔHs) befindlichen kernmagnetischen Substanzen anhand ihrer Resonanzfrequenzen und deren Wechselbeziehung zur magnetischen Feldstärke in üblicher Weise über Wechselfelder (Resonanzabsorption) analysiert werden, dadurch gekennzeichnet, daß man

a) das statische magnetische Hilfsfeld (ΔHs) lediglich auf einen definierten räumlichen Teil-Bereich des zu untersuchenden Körpers (2) begrenzt wirken läßt,
b) die Stärke des Hilfsfelds (ΔHs) so stark abweichend von der des homogenen Magnetfelds (Ho) wählt, daß die Resonanzfrequenzen (fs) der im überlagerten Magnetfeld (Ho+ΔHs) befindlichen kernmagnetischen Substanzen von den im (rein) homogenen Magnetfeld (Ho) befindlichen Substanzen unterscheidbar sind,
c) den Bereich des überlagerten Magnetfelds (Ho+ΔHs) beim Abtasten des zu untersuchenden Körpers (2) relativ zu diesem definiert verschiebt und dabei die durch die Feldstärke im definierten räumlichen Bereich (6) bestimmten Resonanzfrequenzen untersucht bzw. die Frequenzen fs oder Δfs herausfiltert.

2. NMR-Spektroskopieverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß man die Stärke des magnetischen Hilfsfelds (ΔHs) derart eingestellt, daß die Feldstärke im Bereich des überlagerten Magnetfelds niedriger als die des homogenen Magnetfelds (Ho) wird.

3. NMR-Spektroskopieverfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß man eine Abtastung des zu untersuchenden Körpers durch Änderung der Amperewindungszahlen von Magnetspulen zur Erzeugung der statischen magnetischen Felder durchführt.

4. NMR-Spektroskopieverfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß man das magnetische Hilfsfeld (ΔHs) durch einen Elektro- oder Permanentmagneten erzeugt, der an einer Injektionsnadel oder an einem Herzkatheter angebracht ist.

5. NMR-Spektroskopieverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß man das magnetische Hilfsfeld (ΔHs) durch mehrere Elektrodenpaare erzeugt, die an der Außenseite des zu untersuchenden Körpers (2) angebracht werden und zwischen denen ein Strom fließt.

6. NMR-Spektroskopieverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß man das magnetische Hilfsfeld (ΔHs) durch Einbringen eines ferromagnetischen Pulvers in den definierten räumlichen Bereich (6) oder in ein, im zu untersuchenden Körper (2) sich bewegendes Element erzeugt.

7. NMR-Spektroskopieverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß man eine paramagnetische Substanz in ein Element im zu untersuchenden Körper (2) injiziert.

8. NMR-Spektroskopieverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß man stationäre getrennt von sich bewegenden kernmagnetischen Substanzen analysiert und den definierten räumlichen Bereich (6) durch interne Bewegung (wie Atmung) oder aufgebrachte Bewegung (wie Ultraschallwellen) schwingen läßt und die kernmagnetische Information durch die Frequenz der Schwingung selektiert

9. NMR-Spektroskopieverfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß man zur Aufnahme der Magnetisierung im definierten räumlichen Bereich eine Empfangsspule an der Spitze oder in der Spitze einer Injektionsnadel in den Bereich einbringt.

10. NMR-Spektroskopieverfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß das magnetische Hilfsfeld (ΔHs) mittels der Empfangsspule erzeugt wird.