DE3528894A1

DE3528894A1 - Kernspinresonanzgeraet zum erzeugen eines bildes einer fluidstroemung

Info

Publication number: DE3528894A1
Application number: DE19853528894
Authority: DE
Inventors: Bruce R. Cambridge Mass. Rosen; J. van Wedeen
Original assignee: General Hospital Corp
Current assignee: General Hospital Corp
Priority date: 1984-08-10
Filing date: 1985-08-12
Publication date: 1986-03-06
Also published as: GB2164155B; GB8520227D0; GB2164155A

Description

-14- 11864/An

THE GENERAL HOSPITAL CORPORATION Massachusetts (U.S.)

Kernspinresonanzgerät zum Erzeugen eines Bildes einer Fluidströmung

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Kernspinnresonanzgerät gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1. Ferner betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Erzeugen eines Bildes entsprechend einer Fluidströmung in einem Gefäß.

Mit abbildenden Kernspinresonanzverfahren kann bekanntlich das Bild eines Querschntites eines dreidimensionalen Objekts (z.B. eines Organs des menschlichen Körpers) erzeugt werden, bei dem die Struktur durch Unterschiede in der Intensität oder Farbe dargestellt werden.

Bei einem bekannten Verfahren zum Erzeugen eines solchen Bildes wird ein erster Magnetfeldimpuls mit einem linearen Gradienten G längs einer Z-Achse erzeugt, um die Schicht entsprechend dem gewünschten Querschnitt auszuwählen, ferner ein zweiter Impuls, der sog. Phasencodierimpuls, der einen linearen Gradienten G längs einer Y-Achse hat, um die Kerne an verschiedenen Y-Achsen-Positionen mit verschiedenen Präzisionsphasen zu codieren, und schließlich ein dritter linearer Gradientenimpuls G , das sog. Frequenzcodierimpuls, längs einer X-Achse, um die Kerne an verschiedenen X-Achsen-Positionen mit verschiedenen Frequenzen zu codieren. Ein geeignet modulierter Hochfrequenzsignalgenerator erzeugt einen 90"-HF-ImPuIs, auf den nach einem geeigneten Zeitintervall ein 180°- Impuls folgt. Das resultierende zeitabhängige Spin echoresonanzsignal wird gemessen und gespeichert. Der Prozess wird wiederholt, um eine Gruppe (Familie) von Spinechosignalen zu gewinnen, die jeweils auf einer Größ^ des Phasencodiergradienten G basieren. Die Gruppe

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stellt ein zweidimensionales Feld zeitabhängiger, Information dar. Durch eine zweidimpnsionale Fouriertransformation des Spinechosignalfeldes wird dann ein zweidimensionales Feld von Daten in der Frequenzdomäne erzeugt, das als Bild der ausgewählten Schicht ausgegeben und dargestellt werden kann.

Kernspinresonanzverfahren können nicht nur zur Erzeugung von Bildern der Struktur von Organen und dergl. verwendet werden, sondern bekanntlich auch zur Untersuchung von Strömungsverhältnissen. Information bezüglich der Blutströmung in einer Arterie kann z.B. zur Untersuchung von Deformationen der Wand einer Arterie dienen.

Aus der Veröffentlichung von Moran "A Flow Velocity Zeugmatographic Interlace for NMR Imaging in Humans", Magnetic Resonance Imaging, 1983, ist es bekannt, außer den üblichen Abbildungsgradienten noch eine spezielle Folge von Gradientenimpulsen, z.B. längs der Z-Achse, zu verwenden, um die Kerne mit Information bezüglich ihrer Geschwindigkeit zu codieren, die dann durch Fouriertransformation erfaßt werden kann. Die speziellen Gradientenimpulse sind so angeordnet, daß jede Ortsabhängigkeit der geschwindigkeitscodierten Information beseitigt wird.

Die Bildkomponente der resultierenden Daten soll als Bild der Strömungsdichte und das Verhältnis der Realteile zu den Imaginärteilen der Daten sollen als Bild der spezifischen Strömungsdichte verwendet werden.

Kernspinnenresonanzverfahren sind außer zur Erzeugung von Querschnittsbildern auch zur Erzeugung von dreidimensionalen Projektionsbildern zu verwenden, bei denen die Daten für einen Stapel von Schichtquerschnitten effektiv zusammengesetzt werden. Aus der Veröffentlichung von Macovski "Selective Projective Imaging: Applications to Radiography and NMR" IEEE Transactions on Medical Imaging, Band MI-1,

Nr. 1, S. 42-44, Juli 1982 ist eine selektive projektive Bilderzeugung bekannt, bei der eine Subtraktion nichtgewünschter Bildkomponenten verwendet werden soll, um strömendes Blut ohne das umgebende Gewebe darzustellen. Insbesondere soll mit einer zeitlichen Subtraktion gearbeitet werden, bei der die Daten an zwei verschiedenen Stellen des Herzzyklus entsprechend unterschiedlichen Geschwindigkeiten im Gefäß gewonnen und die Daten voneinander abgezogen werden, um alle statischen Strukturen zu unterdrücken und die Gefäße sichtbar zu machen.

Aus einer Veröffentlichung von Carr, HY und Purcell, EM, Phys. Rev. 94 (1954) S. 630 ist es bekannt, daß die Bewegung von Kernen in einem magnetischen Gradienten ihre Phasen auf eine Weise ändert, welche sich in einer Phasenverschiebung in der Mitte des Spinechos äußert.

Die Erfindung betrifft generell ein Verfahren und eine mit Spinresonanz arbeitende Einrichtung zum Erzeugen eines Bildes, das für eine Fluidströmung in einem Gefäß, das sich in einer Matrix befindet, repräsentativ ist. Das Fluid strömt zu einem ersten Zeitpunkt mit einem ersten Geschwindigkeitsprofil und zu einem zweiten Zeitpunkt mit einem zweiten, vom ersten verschiedenen Geschwindigkeits-

25, profil. Das Fluid, das Gefäß und die Matrix werden angeregt, um ein zeitabhängiges magnetisches Resonanzsignal zu erzeugen, aus dem Daten gewonnen werden. In die Daten wird Phaseninformation eingeführt, die die Geschwindigkeit des Fluids zu einer vorgegebenen Zeit darstellt. Die Phaseninformation wird als Datensatz extrahiert, der für ein Projektionsbild des Fluids, des Gefäßes und der Matrix zu dem vorgegebenen Zeitpunkt repräsentativ ist. Es werden zwei solcher Datensätze zum ersten und zum zweiten Zeitpunkt entsprechend dem ersten und dem zweiten Geschwindigkeitsprofil erzeugt, diese Datensätze werden dann zu einem resultierenden Datensatz kombiniert und

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der resultierende Datensatz wird als Bild dargestellt, welches für die Fluidströmung in dem Gefäß repräsentativ ist.

Bevorzugte und vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung enthalten eines, mehrere oder alle der folgenden Merkmale: Eine Folge von Hochfrequenz-(HF-) und magnetischen Gradientenimpulsen werden auf das Fluid, das Gefäß und die Matrix beginnend zu einem vorgegebenen Zeitpunkt zur Einwirkung gebracht, um das Resonanzsignal zu erzeugen und die zum Erzeugen der beiden Datensätze verwendeten Folgen sind identisch. Das erste Geschwindigkeitsprofil enthalt einen ersten Bereich von Geschwindigkeiten, das zweite Geschwindigkeitsprofil· enthält einen zweiten Bereich von Geschwindigkeiten, der höher liegt als der erste Bereich, und den Protonen im Fluid werden bezüglich des ersten Geschwindigkeitsprofils Phasen erteilt, die innerhalb eines vorgegebenen Bereiches der den Protonen im Gefäß und der Matrix erteilten Phasenwinkels liegen, und den Protonen im Fluid werden bezüglich des zweiten Geschwindigkeitsprofils willkürliche oder regellose Phasen erteilt. Die Phasenverschiebungen werden den Protonen im Fluid mit einer Rate von 2 ττ radian für einen bestimmten Geschwindigkeitswert des Fluids erteilt, der über dem ersten Geschwindigkeitsbereich und unter dem zweiten Geschwindigkeitsbereich liegt. Das Fluid ist Blut, der erste Geschwindigkeitsbereich umfaßt die Strömungsgeschwindigkeiten des Bluts in einer Diastole und der zweite Geschwindigkeitsbereich umfaßt die Strömungsgeschwindigkeiten des Blutes in einer Systole. Der erste Datensatz basiert auf dem Auftreten einer Diastole (erfolgt beispielsweise einem QRS-Komplex nach 10 ms) und die zweite Zeit folgt einer Diastole nach einem bestimmten Zeitintervall· (z.B. zwischen 100 und 300 ms nach einem QRS-Komplex)» je nachdem, wie weit das untersuchte Gefäß vom Herzen entfernt ist. Die Puisfolge oder Sequenz ist eine zweidimensionale Fouriertransforma-

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tions-_{Spinechoimpulsfolge} die 90°- und 180°-HF-Im-

pulse und zwei magnetische Gradientenimpulse längs einer Achse des Gefäßes enthält, wobei die Gradientenimpulse einen Kompensationsimpuls, der dem 180°-HF-Impuls vorangeht, und einen Leseimpuls, der dem 180°-HF-Impuls folgt, umfassen; die beiden magnetischen Gradientenimpulse haben solche Größen und Dauern, daß die Phasenverschiebung, die statischen Protonen durch den einen Gradientenimpuls erteilt wird, durch die durch den anderen Gradientenimpulserteilte Phasenverschiebung genau kompensiert oder aufgehoben wird. Das Spinecho tritt nicht später als 15 ms nach dem 90°-HF-Impuls auf. Das Gefäß kann eine Arterie sein. Die Matrix kann menschliches Körpergewebe sein. Die Fluidströmung kann pulsieren. Die aus dem Resonanzsignal erzeugten Daten sind fouriertransformierte Daten.

Das resultierende Projektionsbild zeichnet sich durch hohen Kontrast und hohe Auflösung auf. Das Gefäßsystem wird im wesentlichen in allen Einzelheiten dargestellt während die statische Matrix unterdrückt wird.

Die Projektionsbilder lassen sich leicht erzeugen, ohne daß zusätzlich zu den phasencodierenden und frequenzcodierenden Impulsen noch spezielle geschwindigkeitscodierende Gradientenimpulse erforderlich sind. Die Bilder werden aus dem leicht verfügbaren Realteil der fouriertransformierten Daten erzeugt.

Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert, dabei werden noch weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung zur Sprache kommen. Es zeigt:

Fig. 1 eine isometrische Darstellung eines kurzen

Abschnittes eines Blutgefäses und umgebendes Gewebe;

Fig. 2 ein Blockschaltbild eines Kernspinresonanzgerätes gemäß einer Ausführungsform der Erfindung;

Fig. 3 ein Blockschaltbild von Teilen eines Computer-Prozessor des Gerätes gemäß Fig. 2;

Fig. 4 ein Flußdiagramm von Verfahrensschritten zur Datengewinnung, Datenverarbeitung und Datenwiedergabe, die bei dem vorliegenden Verfahren

und Gerät durchgeführt werden können;

Fig. 5 eine nicht maßstabgerechte Darstellung des zeitlichen Verlaufes einer Pulsfolge für eine schichtselektive Bilderzeugung;

Fig. 6 eine graphische Darstellung des zeitlichen Verlaufes von Spinechosignaldaten;

Fig. 7 ein Bild zweier paralleler Röhren, welche

ein statisches Fluid bzw. ein sich bewegendes Fluid enthalten;

Fig. 8 Bilder von sich gabelnden Röhren, welche ein strömendes bzw. ein statisches Fluid enthalten

und von sich vereinigenden Röhren, die ein strömendes Fluid enthalten;

Fig. 9 Bilder von verengten Röhren, welche ein strömendes bzw. ein ruhendes Fluid enthalten;

Fig. 10 ein Zeitdiagramm einer Pulsfolge für eine Projektionsabbildung;

Fig. 11 Projektionsbilder einer sich gabelnden Röhre,

welche ein strömendes Fluid enthält und sich in einem Behälter mit Wasser befindet;

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^ Fig. 12 ein Projektionsbild einer rotierenden Scheibe,

Fig. 13 ein nicht maßstabgerechtes Diagramm des zeitlichen Verlaufes einer Pulsfolge für eine sub-K traktive Projektionsabbildung;

Fig. 14 ein isometrisches Diagramm einer Projektionsabbildung;

·, Q Fig. 15 und 16 isolmetrische Darstellungen der Protonenphasen in Diastonen- und Systonen-Raumelementen (Voxel);

Fig. 17 bis 23, 25 und 26 Projektionsbilder von Menschen;

Fig. 24 ein den Fig. 25 und 26 entsprechendes Röntgen-

bild;

Fig. 27 und 28 Blockschaltbilder von Teilen der Ein-„_n richtung gemäß Fig. 3.

Fig. 1 zeigt schematisch ein Blutgefäß 10, das sich in einer Matrix aus Körpergewebe 12 befindet und Blut führt, welches in der durch einen Pfeil 14 angegebenen

2p- Richtung strömt. Die Geschwindigkeit des in Richtung des Pfeiles strömenden Blutes hängt vom Abstand zur Wand 16 des Gefäßes 10 ab. Beispielsweise ist bei bestimmten Typen laminarer Strömung die Geschwindigkeit des Blutes an der Wand 16 am kleinsten und nimmt bis zu einem Maxi-

OQ mum in der Mittelachse X des Gefäßes 10 ab. Für eine spezielle abzubildende ebene Schicht 18, die eine bestimmte Lage längs einer Z-Achse hat, kann sich also die Geschwindigkeit des Blutes in der x-Richtung von einem kleinen zu einem großen und wieder zu einem kleinen Wert ändern, wenn man in der Schicht in y-Richtung von der einen Wand zur gegenüberliegenden Wand des Gefäßes fortschreitet.

-i In Fig. 2 ist schematisch ein auf dem Prinzip der itiaqnetischen Kernresonanz arbeitendes Kernspinresonanzgerät 30 dargestellt, welches einen Magneten 32 enthält, durch den das Gefäß 10 sowie das Gewebe 12 einem gleichförmigen, konstanten magnetischen B -Feld ausgesetzt werden kann. Ferner enthält das Gerät eine G -Gradientenspule 34,

it

die zur Erzeugung eines linearen magnetischen Feldgradienten längs der Z-Achse dient und mit einem G -Treiber 36 ^ ζ

verbunden ist, der die Spule 34 zu vorgegebener Zeiten ^q mit Leitung vorgegebener Werte zu speisen gestattet. Ferner sind eine G -gradierenden Spule 38 sowie eine G -Gradientenspule4 0 vorgesehen, die lineare Magnetfeldgradienten längs der X-Achse bzw. der Y-Achse zu erzeugen gestatten und mit einem G -Treiber 42 bzw. einem

, ρ- G -Treiber 44 verbunden sind, die die Spulen mit Leixo y

stung versorgt.

Zum Senden und Empfangen von Hochfrequenz-(HF-)Signalen an ein Untersuchungsobjekt, wie das Blutgefäß 10 und

2Q das Gewebe 12, bzw. von diesem dient eine HF-Antenne 50, die mit einem Modulator 52 verbunden ist, der seinerseits an einen HF-Signalgenerator 54 angeschlossen ist. Die Antenne gestattet es, das Gefäß 10 sowie das Gev/ebe 12 zu vorgegebenen Zeiten einem HF-Signal vorgegeber Frequenz auszusetzen. Die HF-Antenne 50 ist außerdem über einen Verstärker 57 mit einem Demodulator 58 verbunden, der zum Demodulieren der vom Untersuchungsobjekt, also vom Gefäß 10 und dem Gewebe 12 empfangenen Signale dient und in Quadratur zueinander stehende Realteil- und Imagi-

OQ närteilkomponenten liefert, was durch die zwei Verbindungslinien 60 versinnbildlicht ist.

Mit den G -, G - und G -Treibern 42, 44 und 36 ist ein Computerprozessor über eine I/O-Schnittstelle 71 ok verbunden, um Größe und Zeit der Lineargradientenimpulse zu steuern, die längs der drei Achsen auf das Blutge-

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faß 10 und das Gewebe 12 einwirken. Der Prozessor 70 ist über die Schnittstelle 71 ferner mit dem Signalgenerator 54 gekoppelt, um die Frequenz, die Größe und die Zeit der HF-Impulse zu steuern.
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Der Prozessor 70 ist weiterhin über die Schnittstelle an den Demodulator 58 angeschlossen, von dem er den Realteil und den Imaginärteil des demodulierten empfangenen HF-Signales erhält.

Der Prozessor 70 ist außerdem verbunden mit einem Speicher 72, der das Programm zur Steuerung des Betriebes des Gerätes und die die empfangenen HF-Signale repräsentierenden Daten speichert, mit einem Bildröhren-Sichtgerät 74, welches zur Darstellung von Bildern, die das empfangene HF-Signal repräsentieren sowie von Information zur Steuerung des Gerätes für die Bedienungsperson anzeigt, und einer Tastatur 76, mit der die Bedienungsperson Daten und Information zur Steuerung des Betriebes des Systems als Ganzes eingeben kann. Die vom Sichtgerät wiedergegebenen Bilder können mit einer Kamera 75 aufgenommen werden.

Der in Fig. 3 dargesgtellte Prozessor 70 enthält ein Steuerteil 90 für Größe und Zeit der G -Impulse, der den G -Treiber 36 auszulösen vermag, so daß dieser bestimmte Gradientenwerte zu bestimmten Zeiten erzeugt. In entsprechender Weise sind Steuerteile 92 und 94 für die Größe und die Zeit der G - bzw. G -Impulse vorgesehen, die zur Auslösung des G -Treibers 42 bzw. des G -Treibers 44 dienen.

In entsprechender Weise ist ein Steuerteil 96 für Frequenz, Größe und Zeit der HF-Impulse vorgesehen, der mit dem HF-Signalgenerator 54 gekoppelt ist und diesen für die Erzeugung eines HF-Impulses vorgegebener Frequenz und Größe' zu einer vorgegebenen Zeit auszulösen gestattet.

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Die Steuerteile 90, 92, 94 und 96 sind mit einer*' Leitwerk 100 verbunden, welches die erforderlichen Speziellen Größen-Zeit- und Frequenz-Parameter zu den richtigen Zeiten für eine gewünschte Kernspinresonanz -Feldpulsfolge liefert.

Das Leitwerk 100 ist mit einem Prozessor 102 für von der Bedienungsperson eingegebene Parameter verbunden, der Patrameter von der Tastatur erhält und diese in eine für das Leitwerk 100 brauchbare Form umsetzt.

Das Leitwerk 100 ist außerdem mit einem Analog/Digital-Konverter 104 gekoppelt, um diesen zu steuern. Der A/D-Konverter 104 ist seinerseits an den Demodulator 58 angeschlossen, um den Realteil und den Imaginärteil des empfangenen HF-Signales zu digitalisieren. An den A/D-Konverter 104 ist eine Abgreifschaltung angeschlossen, die die digitalisierten Signalkomponenten abgreift und die abgegriffenen Proben dem Speicher 72 zuführt, wo sie für eine spätere Verarbeitung gespeichert werden.

Mit dem Speicher 72 ist eine Fouriertransformationseinheit 108 verbunden, welche eine komplexe zweidimensionale Fouriertransformation mit einer Gruppe von empfangenen Signalproben durchführt, um die Real- und Imaginärteile eines zweidimensionalen Feldes von Daten im Frequenzraum (Frequenzdomäne) zu erzeugen. Die Parameter, mit denen die Fouriertransformation durchgeführt wird, werden vom Prozessor 102 auf der Basis von Information, die vom Benutzer eingegeben wurde, geliefert.

Mit der Fouriertransformationseinheit 108 ist eine Ausgabe- oder Wiedergabesteuereinheit 110 verbunden, um die Frequenzraum-Daten in Bildinformation für das Kathodenstrahlröhren-Sichtgerät 74 zu organisieren und zu verarbeiten, ebenfalls wieder mit Parametern, die vom Pro-

zessor 102 aufgrund von Benutzerinformation geliefert werden.

Das Leitwerk 100 ist ferner mit einer Torschaltung 112 verbunden, die Signale zur Steuerung bzw. Freigabe des Leitwerkes 100 liefert, durch die die aufeinanderfolgenden Pulsfolgen so synchronisiert werden können, daß sie bei aufeinanderfolgenden Herzschlägen zur gleichen Zeit im Herzzyklus auftreten.

Die Erfindung kann dadurch realisiert werden, daß man gemäß der obigen und folgenden Beschreibung die verfügbaren apparativen Einrichtungen geeignet schaltet und ausbildet und die Betriebsparameter für das verfügbare ,c zugehörige Programm (Software) vorgibt, beispielsweise unter Verwendung von Kernspinresonanzgeräten _und -Programmen, wie sie von der Firma Technicare Corporation, Solon, Ohio (US) oder anderen Anbietern geliefert werden.

Arbeitsweise; Unter Bezugnahme auf die Fig. 4 und 5 soll erläutert werden, wie Bilder des Blutgeschwindigkeitsprofils in der ebenen Schicht 18 (Fig. 1) erzeugt werden können. Das Gefäß 10 wird so orientiert, daß es so gut wie möglich in der X-Y-Ebene mit der vorherrschenden Richtung seiner Achse längs der X-Achse verläuft, und die Systemparameter werden für zwei Folgen von Verfahrensschritten ausgelegt, die eine für die Datengewinnung und die andere für die Verarbeitung und Wie-

QQ dergabe. Bei der Datengewinnungsfolge 120 erfolgt zuerst eine Bestimmung 122 der Blutpulszeit zu einem vorgegebenen Zeitpunkt t...Im Blutpulszyklus erfolgt eine Auslösung 124 einer Signalpulsfrequenz, wobei in einem Schritt 126 ein schichtselektiver Feldgradientenpuls ^zC? angelegt wird. Während der schichtselektive Gradient anlegt, wird in einem Verfahrensschritt 126

während der Periode zwischen t„ und t.. ein 90°-HF-Irapuls angelegt. Der G -Impuls und der HF-Impuls bewirken, daß nur die Atomkerne in der ebenen Schicht 18, also der interessierenden Schicht, angeregt werden. Während der Periode zwischen den Zeitpunkten t.. und t. wird ein Gradient G (2) mit einer Polarität, die der von G (1)

Z Z

entgegengesetzt ist, angelegt. Im Zeitpunkt t. wird in einem Verfahrensschritt 128 ein refokussierender Gradientenimpuls G (1) angelegt. Im Zeitpunkt t,- wird in einem Verfahrensschritt 130 ein 180^u-HF-Signalimpuls angelegt, um den Magnetisierungsvektor der Kerne umzuklappen, so daß ihre Phasen wieder dazu streben, zu konvergieren.

in dem Intervall zwischen t_r und t_ wird in einem Ver-

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fahrensschritt 132 ein linearer phasencodierender Gradientenimpuls G mit einem vorgegebenen Niveau oder Betrag (z.B. dem von G (1) der Fig. 5) angelegt, um die Kerne längs der Y-Achse mit unterschiedlichen Phasen zu codieren. Unmittelbar danach und während des Intervalles zwischen t_, und t_o wird in einem Verfahrensschritt

/ O

ein linearer frequenzcodierender Lesegradientenimpuls G (2) angelegt, der verschiedenen Kernen längs der X-

Achse unterschiedliche Frequenzen erteilt. Der Impuls G (2) wird zeitlich so gesteuert, daß er während eines Intervalles auftritt, welches das Spinechosignal 136 überspannt, dessen Mittelpunkt bei t auftritt.

Die zeitliche Dauer der Gradientenimpulse G , G und G ist in Fig. 5 nur schematisch dargestellt. Der Impuls G ist vorzugsweise etwa zwei oder dreimal so lang wie der Impuls G und der Impuls G ist etwa fünf bis zwanzigmal so lang wie der Impuls G . Wenn also die Dauer von G zwischen 1 und 2 ms liegt, wird die Dauer von G zwischen 2 und 3 ms und von G zwischen 10 und 20 ms liegen. Es kann gezeigt werden (siehe die oben erwähnte

Veröffentlichung von Hahn), daß die Phasenverschiebung bei einem Spinechoexperiment vom Quadrat der Dauer der Gradientenimpulse abhängt. Der Beitrag des X-Achsen-Gradientenimpulses und damit der Geschwindigkeitskomponente längs der X-Achse wird also veranlaßt, die gesamte Phasenverschiebung zu dominieren. Wenn beispielsweise G zehnmal länger dauert als G , wird die X-Achsengeschwindigkeit in der Phasenverschiebung mit dem Faktor 100 gewichtet.
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Gemäß Fig. 4 und 5 wird dann ein Spinnechosignal 136 erfaßt, digitalisiert sowie abgegriffen, und die Proben (die eine zeitliche Folge der Signalamplitudenwerte darstellen) werden gespeichert (Verfahrensschritt 138).

Hiermit ist die Gewinnung der Daten für einen zeitabhängigen Satz von Signalproben beendet (die gleichen Schritte können mehrmals wiederholt werden und die Resultate können zur Verbesserung des Störabstandes gemittelt werden).

Durch mehrmaliges Wiederholen dieser Verfahrensschritte mit jeweils einer anderen Größe des phasencodierenden Gradientenimpulses G wird eine Gruppe oder Familie solcher Signalprobensätze gewonnen. Zwischen den Wiederholungen wird also die Größe oder der Wert von G neu eingestellt und man läßt im Verfahrensschritt 140 eine gewisse Zeitspanne verstreichen, bevor die nächste Wiederholung begonnen wird. Die Zeitspanne zwischen den Wiederholungen kann dazu verwendet werden, die jeweiligen Folgen mit dem Herzschlag zu synchronisieren.

Nachdem eine Gruppe von Signalprobensätzen gewonnen und gespeichert worden ist, erfolgt der Verarbeitungs- und Ausgabe- bzw. Darstellungsprozess 150. In einem Verfahrensschritt 152 wird eine komplexe zweidimensional Fouriertransformation durchgeführt, um raumabhängige

Realteil- und Imaginärteilkomponenten im Frequenzraum für ein zweidimensionales Feld von Pixeln (Bildelementen) zu erzeugen und das Realteilfeld wird in einem Verfahrensschritt 154 als Bild dargestellt, welches für das Geschwindigkeitsprofil des Blutes in der ebenen Schicht 18 repräsentativ ist. Im Bild stellt die Intensität den Realteil der komplexen Bilddaten jedes Pixels dar. Die Mitte der Grauskala stellt deren Wert Null dar. Daten mit Realteilen, die größer als Null sind (entsprechen Phasenwinkeln mit positivem Kosinuswerten) liefern Bildintensitätswerte, die größer als der Wert Null sind. Daten mit negativen Realteilen ergeben Bildwerte, die kleiner als der Nullwert sind.

Wie in Fig. 6 dargestellt ist, wird bei der Durchführung der Fouriertransformation für die Rechnung ein Satz von Datenproben verwendet, die ein Zeitintervall überdecken, dessen zeitlicher Mittelpunkt t um einen kleinen Betrag 160 gegenüber der Mitte t des Spinnechosignales versetzt ist. Die Wirkung dieser Versetzung auf die Fouriertransformation besteht darin, daß die Bilddaten mit einem Phasenfaktor multipliziert werden, der linear von der frequenzcodierten Koordinate χ abhängt. Für jedes AbgreifIntervall (z.B. 30 ms) innerhalb des Offset- oder Versetzungsbetrages wird eine Untergrundphasenänderung von insgesamt 180" über das Bild in der X-Richtung erzeugt. Das Bild wird dadurch gestreift, was die Lesbarkeit und Interpretierbarkeit verbessert.

Es kann gezeigt werden, daß die Information überdie Bewegung des Blutes durch das Gefäß 10 während des Verlaufes der jeweiligen Pulsfolgen in Form von scheinbaren Phasenverschiebungen, deren Größen von den Geschwindigkeiten der Atomkerne abhängen, in die fouriertransformierten raumabhängigen Daten übertragen werden. Der Realteil der fouriertransformierten Daten bewahrt

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diese Phasenverschiebungsinformation, so daß eine Wiedergabe des Realteiles die Änderungen der Phasenverschiebung als Muster zeigt, das das Geschwindigkeitsprofil im Gefäß 10 darstellt. Indem man das Blutgefäß mit seiner Längsrichtung längs der gleichen Achse (der X-Achse) wie den frequenzcodierenden Gradientenimpuls ausrichtet und indem man den frequenzcodierenden Gradientenimpuls länger macht als den phasencodierenden Impuls, werden die resultierenden fouriertransformierten Bilddaten empfindlicher für die Geschwindigkeit längs der X-Achse als für die längs der Y-Achse. Die Versetzung des Probenintervalles bezüglich der Mitte des Spinnechosignales bewirkt, daß in der Richtung der X-Achse eine linear zunehmende Phasenverschiebung addiert wird, welche eine äußerst nützliche Streifenerzeugung im Bild ergibt, wie unten noch näher erläutert werden wird. Indem man den phasencodierenden Impuls G zeitlich nahe an den frequenzcodierenden Impuls G legt, werden etwaige Fehler verringert, die daduch auftreten können, daß die Atomkerne ihre Position zwischen den beiden Impulsen ändern.

Bei einem Beispiel wurde ein Geschwindigkeitsprofilbild mit Wasser erzeugt, das durch eine Röhre mit einem Innendurchmesser von etwa 11 mm (7/16") strömte. Die Strömung war konstant und durch die Schwerkraft verursacht, sie wurde mit einer von oben beschickbaren Mettler-Waage geeicht. Das Wasser war mit CuSO dotiert, so daß sich eine Relaxationszeitkonstante T₁ von etwa 300 ms bei 20 MHz ergab. Die Röhre wurde derart in das Magnetfeld eingesetzt, daß ihre Achse mit der Richtung des frequenzcodierenden Gradienten, also der X-Achse, fluchtete. Da die Strömung konstant und nicht pulsierend war, wurden die Pulsfolgen nicht mit Strömungspulsen synchronisiert sondern einfach alle 300 ms wiederholt. Die Stärke des frequenzcodierenden Gradienten betrug 6x10-^ Hz/cm Die in Abhängigkeit von der Geschwindigkeit der Atomkerne

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resultierende Phasenverschiebung errechnete sich zu 8,2 radian/cm/s. Das Verhältnis hängt von der Pulsfolge ab, die vorzugsweise so ausgebildet wird, daß das Verhältnis ein gestreiftes Bild liefert, das für die interessierenden Strömungsgeschwindigkeiten brauchbar ist. Verhältnisse von mindestens 0,2 radian/cm/s sind im allgemeinen brauchbar. Der Magnet war ein supraleitender 1,4 4 T-Magnet (61,5 MHz) mit einer Bohrung von 8 cm (Hersteller Technicare, Solon, Ohio, U.S.).

In Fig. 7 zeigt die obere Hälfte 170 die Darstellung des Realteiles der fouriertransfformierten Daten, die sich bei einer Pluidströmung in der Röhre ergaben, während die untere Hälfte 172 mit der gleichen Röhre erhalten wurden, in der die Flüssigkeit nicht strömte.

Die untere Hälfte 172 des Bildes in Fig. 7 zeigt ein Streifenmuser, bei dem die Streifen senkrecht zur X-Achse verlaufen. Die Streifen stellen eine I-Iintergrundphase dar, die mit zunehmendem Abstand längs der X-Achse linear zunimmt. Jeder schwarze oder weiße Streifen bedeutet eine Hintergrundphasenverschiebung von 180° (frradian). Bei dem Bild 170 in der oberen Hälfte ist die durch die Bewegung des Fluids verursachte Phasenverschiebung der linearen Untergrundphasenverschiebung überlagert. Das Bild 170 läßt also leicht erkennen, daß die Geschwindigkeit längs der Mittelachse der Röhre höher ist als längs der Wand (da die Phasenverschiebung pro Längeneinheit längs der X-Achse in der Mittelachse der Röhre größer ist). Da außerdem jeder Streifen eine Phasenverschiebung von 180° darstellt, ist es möglich, die Differenz zwischen den Phasen an der Wand und der Mittelachse an einer Stelle 174 längs der X-Achse zu messen, indem man die Anzahl der Streifen zählt, die längs der mittleren X-Achse überquert werden müssen, um den Streifen zu erreichen, der auf der Linie 174 an der Wand der Röhre be-

ginnt. Hier sind es zwischen den Punkten 176 und 178 drei Streifen, was einer Phasenverschiebung von 3 π radian entspricht, woraus sich eine maximale Strömungsgeschwindigkeit von 1,2 cm/s (3 ττ radian = 1,2 cm/s) oder eine mittlere Strömungsgeschwindigkeit von 8,2 radian/cm/s 0,6 cm/s ergibt, was innerhalb von 15 % mit der mechanisch geeichten mittleren Geschwindigkeit übereinstimmt.

Das Wiedergabeformat ermöglicht einen direkten Schluß von der Streifung auf die Datenphase mit einer Genauigkeit von _+ 90°, was annehmbar ist, wenn es klein im Vergleich zu den typischen Phasenverschiebungen ist, die betrachtet werden. Verwendet man Pulssequenzen, deren Größen und Dauern relativ hohe Phasenverschiebungs/Geschwindigkeitsverhältnisse ergeben, können Phasenverschiebungen von einem Vielfachen von 360° erhalten werden.

Ein anderes Beispiel ist in Fig. 8 dargestellt. Das untere Bild 180 zeigt das Phasenbild, das mit einem sich nicht bewegenden Fluid in einer sich gabelnden Röhre erhalten wurde, es enthält einen Satz von parallelen Streifen, die den Untergrundphasenversatz darstellen. Wenn das Fluid strömt, wie beim Bild 182, verschiebt sich das Streifenmuster entsprechend dem Geschwindigkeitsprofil im Fluid. Oben rechts in Fig. 8 ist ein Bild 184 eines Fluids dargestellt, das durch sich vereinigende Rohren strömt. Bei Fig. 8 war der Durchmesser der Röhren 12,7 mm (1/2") und der Fluiddurchsatz 100 cm^J/m. Die maximale Phasenverschiebung, die in den Bildern feststellbar ist, beträgt 10 π radian entsprechend einr maximalen Geschwindigkeit von 3,83 cm/s. Die aufgrund der Fluidmechanik zu erwartende maximale Geschwindigkeit ist 4,0 cm/s, was innerhalb von 2 % mit dem gemessenen Wert übereinstimmt.

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ι Pig. 9 zeigt als weiteres Beispiel Bilder einer Röhre mit einem Innendurchmesser von etwa 4,8 mm (3/16") mit einer Verengung (Stenose) von 2,38 mm (3/32") für ruhendes Fluid 190 bzw. strömendes Fluid 192.

Bei den Bildern eines bewegten Fluids erhält man die

Geschwindigkeit aus der Versetzung der Streifen nach links oder rechts, wobei die Neigung der Streifen die Änderung der Strömungsgeschwindigkeit darstellt. PhaseniQ streifen, die in Vorwärtsrichtung konkav sind, bedeuten also keine Rückwärtsströmung sondern nur daß die Scherungsrate in der Nähe der Mittelachse höher ist als an der Wand der Röhre (wie bei laminarer Strömung).

-, c Pixels, bei denen die Phase nicht mehr feststellbar ist, entsprechen Ppunkten, bei denen der Geschwindigkeitsgradient groß genug ist, so daß innerhalb eines Pixels mehrere Geschwindigkeitswerte gleichzeitig existieren. Die Interference der resultierenden Phasen bewirkt dann

2Q einen Signalverlust, dieser Effekt kann durch Erhöhung der räumlichen Auflösung verringert werden. Alternativ kann eine solche Interference dazu ausgenutzt werden, Projektionsbilder hohen Kontrastes der Blutströmung zu erzeugen, wie unten noch erläutert werden wird.

Die Einführung eines Hintergrundphasenversatzes in die Abbildungsphase verbessert die Lesbarkeit bzw. Erkennbarkeit der Phasenverschiebung aus vier Gründen. Erstens lassen sich die Phasenverschiebung auf zweierlei Weise

QQ errechnen: Streifenzählung oder X-Versatz. Die Genauigkeit und Präzision werden durch diese Redundanz verbessert. Zweitens haben die zweidimensionalen Fouriertransformationsbilder eine höhere Auflösung in der X-Richtung als in der X-Richtung, was das X-Versetzungsverfahren bevorzugt.

Qg Drittens macht der Hintergrundversatz etwaige Unvollkommenheiten in der Hintergrundphase offensichtlich, was

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eine Korrektur durch den Auswerter ermöglicht- Viertens ermöglicht der Phasenversatz als Folge der ersten drei Vorzüge die Realisierung von Pulsfolgen mit höheren charakteristischen Geschwindigkeits/Phasenverschiebungs-Verhältnissen, wodurch die Bedeutung einer etwaigen restlichen Phasenunbestimmtheit verringert wird.

Das System kann auch dazu verwendet werden, sog. Projektionsbilder zu erzeugen, bei denen die Daten von einer Anzahl von aufeinander gestapelten ebenen Schichten effektiv in ein Array akkumuliert werden. Ein Projektionsbild der Fig. 1 würde beispielsweise nicht nur die Schicht 18 sondern auch Schichten oberhalb und unterhalb von dieser längs der Z-Achse repräsentieren.

Fig. 10 zeigt eine Impulsfolge zur Gewinnung eines Satzes von Proben für ein Projektionsbild, die zu einem Zeitpunkt q₁ mit dem Anfang eines langdauernden frequenzcodierenden Gradientenimpulses 200 beginnt. Es wird kein schichtselektiver Gradientenimpuls G verwendet, da das Bild

nicht schichtselektiv werden soll. Im Zeitpunkt q_ (an dem der G -Impuls noch andauert) wird ein 90"-HF-Impuls erzeugt, auf den im Zeitpunkt q-, ein 180°-Impuls und beginnend im Zeitpunkt q. ein phasencodierender Gradientenimpuls 202 folgen. Es tritt dann ein Spinechosignal mit der Mitte zum Zeitpunkt q.. auf. Der Gradientenimpuls 200 endet im Zeitpunkt q₅ und nach einer gewissen Verzögerung oder Pause beginnt dann die nächste Pulsfolge. Die Projektionsbilder werden also ohne Schichtwahl oder Z-Achsencodierung erzeugt.

Die Foueriertransformation der Datenprobensätze wird ohne den Hintergrundphasenversatz, der bei den schichtselektiven Bildern verwendet wurden, durchgeführt. Statt·" 35

BAD ORiGiNAL

dessen wird die Datenkomponente, die 90" von der Phase der stationären Kerne in dem abgebildeten Objekt entfernt ist, zur Herstellung des Bildes verwendet. Hierdurch wird im Effekt der Beitrag der stationären Atomkerne zum endgültigen Bild unterdrückt, wärhend der Beitrag der sich bewegenden Atomkerne betont wird. Es wurde eine Verringerung der Signalintensität der stationären Kerne um mehr als 90" erreicht, was die Abbildung von Strömungsgeschwindigkeiten über 10 cm/s mit Verhält- -^q nissen des Gefäßdurchmessers zum Gesamtdurchmesser von mehr als 1/20 gestattet.

In Fig. 11 zeigt das obere Bild 210 ein Projektionsbild einer sich verzweigenden und sich wiedervereinigenden -^g Röhre, durch die ein Fluid mit einer Geschwindigkeit von 300 cm³/m strömt. Die Röhre hatte einen Innendurchmesser von 12,7 mm /1/2") und lag in einem mit ruhendem Wasser gefüllten Hohlraum von etwa 203 χ 254 κ 304 mm. Die gemessene maximale Phasenverschiebung ist 5 π radian,

_οη was eine maximale Geschwindigkeit V =6,44 cm/s er- ^ max ' gibt. Der erwartete Wert von V ist 12,0 cm/s, was

max

zeigt, daß das Projektionsbild die Geschwindigkeiten zu gering wiedergibt. In diesem Falle ist es jedoch vernünftiger, anzunehmen, daß das Projektionsbild die mittlere Geschwindigkeit V und nicht die maximale Geschwindigkeit V liefert, da der gesamte Röhrendurchmesser zur beobachteten Phasenverschiebung beiträgt. Bei diesem Experiment ist dann aber V =6,0 cm/s in gu· ter Übereinstimmung mit dem gemessenen Geschwindigkeits^wert·

Fig. 12 ist ein anderes Beispiel eines Projektionsbildes, in diesem Falle einer rotierenden Scheibe, deren Drehachse mit der Z-Achse fluchtet. Die Scheibe besteht aus mit Wasser getränkten Handtüchern in einem Kunststoffbehälter mit einem Durchmesser von 20 cm und einer Dicke von

BAD

1,5 cm. Die Scheibe rotiert mit einer Drehzahl von 30 U/min, was einer maximalen tangentialen Geschwindigkeit von 10 π cm/s entspricht. Ein starrer Körper, der in der XY-Ebene mit der Drehzahl w rotiert, hat die Eigenschaft, daß die Geschwindigkeit V (x, y) an irgendeinem vorgegebenen Punkt (x, y) gleich 2 Tf/w/(y, -x) ist. Die x-Geschwindigkeitskomponente ist also proportionial zu y und Punkte gleicher Phasenverschiebung liegen auf horizontalen Linien (konstantes y), da sie gleiche x-Geschwindigkeiten aufweisen. Die Pulsfolge wird alle 300 ms mit t = 10,0 ms wiederholt, der Frequenzco-

^e 3

dierungsgradient G betrug 3x10 Hz/cm und das er-

rechnete Verhältnis von Phase zu Geschwindigkeit betrug P(t )/V = 0,28 radian/cm/s.

ζ> Λ.

Bei 30 cm/s entspricht dies einer Phasenverschiebung von insgesamt 3 π radian, was gut mit dem Experiment übereinstimmt. Dies zeigt, daß eine hohe Geschwindigkeit eine gute Signalintensität ohne räumliche Verzerrung zu liefern vermag.

Die Projektionsabbildung ist sehr effizient und ermöglicht die Überwachung eines dreidimensionalen Volumens in Zeiten, wie sie für zweidimensional Abbildungsexperimente charakteristisch sind.

Bei einem anderen Verfahren zum Erzeugen von Projektionsbildern werden zwei unterschiedliche Sätze von Daten akkumuliert und dann zur Bildung eines resultierenden Bildes subtrahiert. Die beiden Datensätze werden derart gewonnen, daß die Daten für statische Teile des Gewebes identisch sind und sich aufheben während sich die beiden Datensätze für sich bewegende Teile, wie Blut unterscheiden. Ein Datensatz wird beispielsweise der

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Systole der andere während der Diastole gewonnen. Im resultierenden Bild sind das Blut und damit die Gefäße, in denen es strömt, klar sichtbar während das stationäre Gewebe unterdrückt wird.
5

Fig. 13 zeigt eine Impulsfolge (eine zweidimensionale Fouriertransformationsfolge), die in einem Zeitpunkt S₁ beginnt, wenn der QRS-Komplex im Elektrokardiogramm (EKG) auftritt. Im Zeitpunkt s~ nach einer geeigneten getasteten Verzögerung, deren Dauer in der unten beschriebenen Weise davon abhängig gemacht wird, ob die Daten für eine Systole oder eine Diastole gewonnen werden sollen, wird ein 90^u-HF-Impuls erzeugt. Danach wird in einem Intervall zwischen s., und s. ein kompensierender Gradientenimpuls G gleichzeitig mit einem

Phasencodierungsimpuls G , der eine von 256 verschiedenen Amplituden hat, angelegt. Als nächstes wird im Zeitpunkt S₁- (d.h. 4,5 ms nach S₂ oder die Hälfte des 9 ms dauernden Intervalles zwischen s_ und dem Echosignal im Zeitpunkt s ) wird ein 180°-HF-Impuls angelegt. Das Spinechosignal wird durch einen frequenzcodierenden Lesegradientenimpuls G (entsprechend 1000 Hz/cm) im Intervall zwischen s_fi und S₇ überspannt. Das Spinnechosignal ist bezüglich des Zeitpunktes s zentriert. Die Leseperiode liegt zwischen s_ft und s_q.

Die Kombinationswirkung des kompensierenden G -Impuls und des Lese-G -Impulses, die zwischen sich den 180^u-HF-Impuls einschließen, besteht darin, daß den statisehen Protonen keine resultierende Phasenkomponente erteilt wird, während alle sich bewegenden Protonen eine resultierende Phasenkomponente erhalten. Die resultierende Komponente hängt davon ab, daß sich das Proton in der Zeit zwischen den beiden G -Impulsen in eine neue x-Position bewegt und deswegen zwei ververschiedenen Beträgen der Phasenverschiebung durch

BAD

die beiden G -Impulse unterworfen wird. Diese Beträge (die bei den stationären Protonen gleich sind und sich daher aufheben) heben sich bei den sich bewegenden Protonen nicht auf.
5

Auf die Leseperiode der beschriebenen Pulsfolge folgt beim Auftreten des nächsten QRS-Komplexes im Zeitpunkt S_1n eine neue Impulsfolge mit einem anderen Wert des G -Gradienten. Eine Reihe von Zonen 56 Impulsfolgen mit jeweils einem anderen Wert von G wird mit einer für die Diastole geeigneten getasteten Verzögerung verwendet, um einen Datensatz zu erzeugen. Mit einer zweiten Reihe von 256 Impulsfolgen, bei der die getastete Verzögerung für die Systole bemessen ist, wird dann ein zweiter Datensatz erzeugt. Die für die Erzeugung der beiden Datensätze verwendeten Impulsfolgen sind gleich. Wie Fig. 27 zeigt, werden die getasteten Verzögerungen für die Systole bzw. Diastole durch eine Tastschaltung 112 bewirkt, die einen Schalter 113 steuert, der die geeignete Verzögerung an das Leitwerk 100 liefert. Gemäß Fig. 28 führt der Prozessor 70 mit den resultierenden beiden Arrays oder Felder eine zweidimensionale komplexe Fourieranalyse in der Einheit 108 aus, wodurch zwei entsprechende Bilder 109, 111 erzeugt werden, von denen das eine für die Diastole und das andere für die Systole getastet ist. Die beiden Bilder werden in einer Einheit 115 voneinander subtrahiert, wobei man ein klares Blutströmungsbild hohen Kontrastes und hoher Auflösung erhält, in dem das stationäre Gewebe unterdrückt ist. In der Praxis hat es sich als vorteilhaft erwiesen, die beiden Datensätze vor der Subtraktion zu wichten, um die Kompensation der statischen Protonensignale möglichst vollkommen zu machen und dadurch einen möglichst hohen Bildkontrast zu erreichen. Die Wichtung kann empirisch erfolgen, indem man einem Hintergrundbereich der Datensätze unterschiedliche Gewichte zuordnet, bis ein Minimum,

BAD ORIGINAL

"L der Bildhintergrundintensität erreicht ist.

Die Pulsfolge gemäß Fig. 13 ist für die Erzeugung von geschwindigkeitsabhängigen Protonenphasenverschiebungen im Blut von einem Zyklus pro Meter pro Sekunde ausgelegt. Dies wird insbesondere dadurch erreicht, daß man die Echozeit, d.h. das Intervall zwischen s_ und s nicht größer als 15 ms, vorzugsweise nicht größer als 10 ms,macht. Dieser Wert ergibt eine relative Erhal-

-,Q tung des Blutprotonensignals für diastole Strömungsgeschwindigkeiten (die beispielsweise typischerweise kleiner als 0,1 m/s sind, da die geschwindigkeitsbedingten Phasenverschiebungen ziemlich klein sind und die Blutprotonenphasen einander im projizierten Bild ver-

,,- stärken. Andererseits ergibt der Wert von einem Zyklus pro Meter pro Sekunde einen relativen Verlust an Blutprotonensignal für systolische Strömungsgeschwindigkeiten (die typischerweise zwischen 0,5 und 1,5 m/s liegen), da die geschwindigkeitsbedingten Phasenverschiebungen

2Q groß genug sind, um eine Randomisierung und damit eine Kompensation der Phasen im projizierten Bild zu verursachen. Wenn die systolischen und diastolischen Bilder voneinander abgezogen werden, heben sich die statischen Gewebephasen (die bei den beiden Bildern übereinstimmen)

ok auf, während die Blutphase in der Diastole als Anzeige für die Blutströmung sehr gut sichtbar bleibt.

Wie aus Fig. 14 ersichtlich ist, liegt jedes projizierte Bild in einer X-Y-Ebene 200, welche ein Gitter von 256 χ ₃q 256 Pixels (von denen ein Pixel 202 stark vergrößert beispielsweise dargestellt ist) in einem Bereich von 50 χ 50 cm enthält. Jedes Pixel stellt eine Projektion des Protonensignals von allen Protonen in einem Voxel (Volumenelement) 204 dar, welches sich bei den gleichen

_oc X- und Y-Koordinaten wie das resultierende Pixel 202

befindet, jedoch alle Z-Koordinatenwerte in der Probe um-

•ι faßt, also einschließlich Gewebe 206, einer Arterie

208 und Blut- 210, das in der Arterie strömt. Das Voxel

204 enthält also Teile 212, 214, 216, 218 im Gewebe, Gefäß, Blut, Gefäß bzw. Gewebe.

Wie in Fig. 15 dargestellt ist, enthält das resultierende Protonensignal 230 in jedem projizierten Pixel 202 zwei Bestandteile: einen größeren, kohärenten Teil, der vom stationären Hintergrundmaterial 212, 214, 218 und 220 _in stammt und einen kleineren Teil, der von den Blutprotonen 216 stammt und dessen Kohärenz von der Strömungsgeschwindigkeit abhängt. Bei den diastolischen Strömungsgeschwindigkeiten erzeugt die abbildende Pulsfolge Phasenverschiebungen, die kleiner als 1/10 Zyklus sind. In diep. sem Falle verhält sich das Blutprotonensignal kohärent (wie durch die Phasenpfeile im Abschnitt 216 der Fig. dargestellt ist, v/elche im wesentlichen in die gleiche Richtung weisen) und addieren sich zum Untergrundsignal, so daß ein additives Protonensignal 230 resultiert.

Wie in Fig. 16 dargestellt ist, erzeugen die Spitzengeschwindigkeiten in den sich bewegenden Blutprotonen 216 Phasenverschiebungen von 0,5 bis 1,5 Zyklen. Jedes Voxel 206 schneidet jedoch das Blut im Gefäß 208 längs einer Punktszene (Abschnitt 216 in Fig. 16), so daß alle Geschwindigkeiten zwischen Null und dem Maximalwert bei der Mittelung des betreffenden Partialvolumens erfaßt werden. Durch diesen Geschwindigkeitsbereich ergibt sich ein Blutsignal, daß sich inkohärent verhält

_Q (wie durch die willkürlich gerichteten Phasenpfeile im Abschnitt 216 der Fig. 16 dargestellt ist) und wenig oder keinen Beitrag zum resultierenden Protonensignal 232 des Pixels 202 liefert. Das systolische Signal 232 ist also beträchtlich kleiner als das diastolische Signal 230 (Fig. 15).

©AD

Das beschriebene subtraktive Projektionsabbilungsverfahren kann mit einem supraleitenden Abbildungssystem mit einer Feldstärke von 0,6 T (25 MHz für Protonen) durchgeführt werden, wie es von der Firma Technicare Corporation, Solon, OH) erhältlich ist. Die kurze Dauer des Datengewinnungsfensters (6 ms zwischen S„ und s_ in Fig. 13) erfordert einen verhältnismäßig großen Lesegradienten G von 2,5 χ 10~ T/cm (0,25 Gauß/ cm),entsprechend 1 kHz pro Zentimer für Protonen,und die Verwendung eines entsprechend breitbandigen Zeitdomänensignalfilters (50 kHz). Die Datenakquisitionszeiten für die beiden Datensätze zur Erzeugung der beiden Bilder für die Diastole und Systole betragen im Mittel 8 min (512 Herzzyklen mit normalem Puls).

Artifakte, die durch eine Bewegung des Patienten zwischen den beiden Datensätzen verursacht werden, können dadurch reduziert werden, daß man die Systolen- und die Diastolen-Pulsfolgen ineinander verschachtelt, dabei muß dann jedoch die Zeit zwischen den aufeinanderfolgenden Pulsfolgen verlängert werden, um die Tastung umschalten zu können, so daß die Gesamtzeit für die Datenakquisitation langer wird. Atmungsartifakte können dadurch unterdrückt werden, daß man die Impulsfolgen zeitlich so legt, daß sie jeweils zur gleichen Zeit bezüglich des Atemzyklus ablaufen.

Die Fig. 17, 18 und 19 zeigen beispielsweise das diastolische, systolische und das resultierende Subtraktions-Strömungsbild einer menschlichen Brust in einer rechtsschrägen 45"-Projektion, bei der die X-Koordinate (Fig.14) vertikal verläuft. Die diastolische und die systolische Tastverzögerung (s. bis s in Fig. 13) betrugen 10 bis 150 ms. Die im Strömungsbild gemäß Fig. 19 sichtbaren Blutgefäße sind die ansteigende Aorta a , die absteigende Aorta da, die Pulmonalarterie pa, die rechten PuI-

monalsegmentzweige pas, die linke und die rechte Carotis rca bzw. lca sowie die rechte und die linke Subklavia rsc bzw. Isc.

Weitere Beispiele sind in den Fig. 20 bis 23 dargestellt. Die Fig. 20 und 22 zeigen die systolischen Bilder und die Fig. 21 und 23 die resultierenden Strömungsbilder der Hüften (Fig. 20, 21) und der Kniee (Fig. 22, 23) eines Menschen projiziert auf die Koronalebene. Die X-Koordinate verläuft vertikal. Für die Hüften und die Kniee wurden diastolyische Tastverzögerungen von 10 ms verwendet. Die systolischen Verzögerungen betrugen bei diesem Patienten (Größe 180 cm) 250 ms für die Hüften und 300 ms für die Kniee. Durch Pfeile sind die oberflächennahen Femoralarterien sf bzw. die tiefen Femoralarterien df der Hüfte sowie die Poplitealgefäße pop, die vorderen und hinteren Tibialgefäße ta bzw. tp und die Peronealgefäße per des Knies und der Wade bezeichnet.

Fig. 24 zeigt ein Röntgenbild, Fig. 25 ein systolischen Kernspinnresonanzbild und Fig. 26 ein Strömungs-Kern-Resonanzbild von atherosklerotischen Verschlüssen der höheren Femoralarterien. Bei den Kernresonanzbildern wurden Tastverzögerungen von 10 ms (diastolisch) und 300 ms (systolisch) verwendet. Die Arterienabschnitte sind wie bei den Fig. 17, 18 und 19 bezeichnet.. Die proximalen und distalen Punkte der okkludierten Segmente sind mit "O prox" bzw. O dist" bezeichnet (Fig. 24). Das Erscheinen der poplitealen Arterien durch kolleratale Strömungsbilder läßt darauf schließen, daß sie pulsieren (was durch Doppler-Ultraschalluntersuchung bestätigt wurde). Die schlechte Sichtbarkeit der rechten proximalen oberflächennahen Femoralarterie ist konsistent mit der angiographisch festgestellten schlechten Durchblutung dieses Gefäßes.

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Bei diesen Beispielen wurde jeweils ein Bildparameter speziell auf die jeweilige Anwendung zugeschnitten: die systolische Tastverzögerung. Außer Personen mit ventrikularer Dysrhytmie fällt der QRS-Komplex selbst mit der arteriellen Diastole zusammen, so daß die Diastolentastverzögerung immer auf 10 ms eingestellt werden kann, unabhängig von der Lage der untersuchten Arterie im Körper. Der Zeitpunkt, bei dem die maximale systolische Strömung auftritt, ist jedoch variabel. Bei normalen Personen nimmt die Ankunftszeit der maximalen Strömung mit dem Abschnitt vom Herzen zu. Pathologische Prozesse können jedoch die Pulswelle entweder verzögern (z.B. bei einem Aneurysma und einer Okklusion) oder Beschleunigen (z.B. bei nichtokklusiver Atherosklerose). Die systolische Tastverzögerung wurde jeweils empirisch bestimmt, indem zwischen 1 und 4 kurze (1 min) dauernde Lokalisierungsbilder niederiger Auflösung (64 χ 256 Pixel) gemacht wurden. Die Tastverzögerung liegt typischerweise zwischen 100 und 300 ms. Die besten Ergebnisse wurden erhalten, indem man den wahrscheinlichen Bereich der Tastverzögerung mit Schritten von 50 ms Abstand untersuchte.

Verschiedene Faktoren beeinflussen den Kontrast des Subtraktionsbildes, u.a. die folgenden: Erstens können sich Gefäße, die in einem großen Winkel zur X-Achse verlaufen, der Beobachtung im Strömungsbild infolge eines unverminderten systolischen Signals entziehen, da sich der Anteil der Geschwindigkeit, der eine Phasenverschiebung und damit einen Kontrast erzeugt, sich mit dem Kosinus des Winkels zwischen der Richtung der Blutströmung und der X-Achse ändert. Um dies zu vermeiden kann man zwei resultierende Strömungsbilder erzeugen, die sich durch eine Drehung von 90° in der XY-Ebene unterscheiden. Jedes Gefäß wird dann in mindestens einem dieser Bilder eine zufriedenstellende

BAD ORtGiJ^iAL

ι Orientierung haben. Zweitens kann der Strömungskontrast durch beträchtliche diastolische Strömungsgeschwindigkeiten (über 0,1 m/s) beschnitten werden, welche das diastolische Blutsignal herabsetzen. Doppler-Ultraschall-R daten haben gezeigt, daß solche diastolischen Strömungen an gewissen anatomischen Stellen auftreten können, insbesondere in den Arterien, die das Gehirn und die Unterleibsorgane versorgen. Ein maximaler Kontrast läßt sich hier durch eine diastolische Datenakquisitation

IQ mit verringerter Phasenverschiebung erreichen. Drittens v/ird das Teil der arterillen Blutprotonen während jedes Zwischenpulsintervalles (zwischen S₇ und s_1f) in Fig. 13) durch ungesättigte Protonen ersetzt, die sich vorher außerhalb der HF-Spule befanden (Protonenerneuerung).

, c Das gesättigte Protonensignal ist um den Faktor

1 - e

¹¹BlUt

weniger intensiv als das ungesättigte Protonensignal, wobei T1 die longitudinale Relaxationszeit bedeutet. Beeinflußte Arterienabschnitte werden im Strömungsbild eine proportional erhöhte Intensität aufweisen. Ob die Tastung systolisch oder diastolisch erfolgt, das Intervall zwischen den aufeinanderfolgenden Pulsfolgen entspricht einem Herzzyklus. Die physikalischen Positionen im Gefäß, bei denen ein Protonenersatz stattfindet, sind daher einwandfrei definiert. Bei der Bildsubtraktion

oQ werden gesättigte Protonen im einen Datensatz von gesättigten Protonen im anderen Datensatz subtrahiert und in entsprechender Weise werden ungesättigte Protonen von ungesättigten Protonen subtrahiert. Bezüglich der Bildsubtraktion entspricht die Protonenauffrischung also

op- mehr einer statischen Veränderlichen, wie der Protonendichte, als einer dynamischen Veränderlichen, wie dem Phasenkontrast.

BAD OR/G/NAL

Die Gefäßabbildung ist im projektiven Format sehr effizient. Weder die Tomographie noch die existierenden dreidimensionalen Bilderzeugungsverfahren können derzeit derart detaillierte anatomische Daten von großen Gebieten in derart kompakter und zugänglicher Form liefern. Die projektive Abbildung hat auch rein technische Vorteile. Die Zeiten für die Kernspinresonanz -Bilderzeugung wachsen exponentiell mit den Dimensionen des Experiments, obwohl die projektiven Bilder für das ganze dreidimensionale Volumen emfpindlich sind, entsprechen die Anforderungen an die Datenakquisitation und Datenverarbeitung denen einer zweidimensionalen Bilderzeugung. Eine hiermit zusammenhängende Ersparnis bei dieser Methode besteht darin, daß man sich ganz kovnentioneller Abbildungsimpulssequenzen und Rekonstruktionsverfahren bedienen kann. Vom klinischen Standpunkt hat das vorliegende Verfahren, da es nicht invasiv ist, den Vorteil, daß es auch bei Indikationen Anwendung finden kann, die außerhalb der derzeitigen Indikationen für Ängiographie liegen.

Ein Beispiel ist die periodische Überprüfung von arteriellen ,Bypass-Implantaten. Das Pulsieren, die letztliche Ursache für den Kontrast liefert auch etwas speziellere Aussagen über die Funktionsfähigkeit als einfache Daten.

Selbstverständlich lassen sich auch Venen, in denen das Blut pulsiert oder irgendwelche anderen Gefäße, die eine pulsierende Fluidströmung enthalten, abgebilet werden.

Claims

11864/

THE GENERAL HOSPITAL CORPORATION Massachusetts (U.S.)

Kernspinresonanzgerät zum Erzeugen eines Bildes einer Fluidströmung

Patentansprüche

/1 J Kernspinresonanzgerät zum Erzeugen eines Bildes entsprechend einer Fluidströmung in einem in einer Matrix verlaufenden Gefäß, welche zu einer ersten Zeit ein erstes Geschwindigkeitsprofil und zu einer zweiten Zeit ein vom ersten verschiedenes zweites Geschwindigkeitsprofil aufweist, mit

einer Anordnung zum Anregen des Fluids, des Gefäßes und der Matrix unter Erzeugung eines zeitabhängigen magnetischen Resonanzsignales, und _ä

einer Anordnung zum Gewinnen von Daten aus dem zeit- i abhängigen magnetischen Resonanzsignal, ^'

dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung in die Daten eine Phaseninformation einführt, welche das Geschwindigkeitsprofil des Fluids zu einer vorgegebenen Zeit angibt, daß eine Anordnung zur Extraktion der Phaseninformation als Datensatz vorgesehen ist, der für ein Projektionsbild des Fluids, des Gefäßes und der Matrix zu der vorgegebenen Zeit repräsentativ ist, daß eine Anordnung vorgesehen ist, die das Gerät veranlaßt, zwei Datensätze entsprechend zwei Projektionsbildern für die erste bzw. zweite Zeit zu erzeugen und diese Datensätze unter Bildung eines resultierenden Datensatzes zu kombinieren, und

daß eine Anordnung zur Darstellung des resultierenden Datensatzes in Form des für die Fluidströmung in dem genannten Gefäß repräsentativen Bildes vorgesehen ist.

2. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung außerdem eine Anordnung enthält, die das Fluid, das Gefäß und die Matrix beginnend zu einer bestimmten Zeit einer Folge von Hochfrequenz- und magnetischen Gradientenimpulsen aussetzt, um das Resonanzsignal zu erzeugen, und daß die Folgen, die zur Erzeugung der beiden Datensätze verwendet werden, identisch sind.

3. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 1 für den Fall, daß das erste Geschwindigkeitsprofil einen ersten

Geschwindigkeitsbereich enthält und das zweite Geschwindigkeitsprofil einen zweiten Geschwindigkeitsbereich, der höher ist als der erste Bereich, enthält, dadurch gekennzeichnet, daß die Stimulationsr 20 anordnung eine Anordnung enthält, die Protonen in dem Fluid bezüglich des ersten Geschwindigkeitsprofils Phasen erteilt, die innerhalb eines bestimmten Phasenwinkels liegen, die den Protonen in dem Gefäß und der Matrix erteilt werden und den Protonen in dem Fluid bezüglich des zweiten Geschwindigkeitsprofils regellose Phasen erteilt.

4. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 1 gekennzeichnet durch eine Anordnung, die auf das Fluid, das Gefäß und die Matrix eine Folge von Hochfrequenz- und magnetischen Gradientenimpulsen einwirken läßt, die in den Protonen des Fluids eine Phasenverschiebung mit einer Rate von 2 π radian für einen vorgegebenen Geschwindigkeitswert des Fluids erteilt, der größer als der erste Geschwindigkeitsbereich und kleiner als der zweite Geschwindigkeitsbereich ist.

BAD ORIGINAL

5. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 4 für Blut als Fluid, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Geschwindigkeitsbereich die Strömungsgeschwindigkeiten des Blutes in einer Diastole und der zweite Geschwindigkeitsbereich die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes in einer Systole umfaßt.

6. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 1 für Blut als Fluid, dadurch gekennzeichnet, daß die erste Zeit die Diastole ist, daß die zweite Zeit die Systole ist und daß eine Anordnung zum Auslösen der Stimulieranordnung zu der ersten Zeit auf der Basis des Auftretens einer Diastole oder zur zweiten Zeit auf der Basis des Auftretens einer Systole vorgesehen ist.

7. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die zweite Zeit mit einem vorgegebenen Zeitabstand, der von der Lage des Gefäßes bezüglich des Herzens abhängt, auf eine Diastole *

folgt.

8. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die erste Zeit einem QRS-Komplex in einem Abstand von 10 ms folgt.

9. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die zweite Zeit einem QRS-Komplex in einem Abstand zwischen 100 und 300 ms erfolgt.

10. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Folge eine zweidimensionale Fouriertransformations-Spinechoimpulsfolge enthält.

_₄_ 352889A

11. Kernspinresonanzgerät· nach Anspruch 10. dadurch gekennzeichnet, daß die Spinechoimpulsfolge 90°- und 180°-Hochfrequenzimpulse und ein Paar von magnetischen Gradientenimpulsen längs einer Achse des Gefäßes enthält, wobei die Gradientenimpulse einen Kompensationsimpuls, der dem 180^U-Hochfrequenz-Impuls vorangeht, und einen Leseimpuls, der dem 180^U-Hochfrequenz-Impuls folgt, enthält und die beiden magnetischen Gradientenimpulse solche Größen und Dauern haben, daß die Phasenverschiebung, die statischen Protonen durch den einen Gradientenimpuls erteilt wird, durch die Phasenverschiebung, die durch den anderen Gradientenimpuls erteilt wird, genau aufgehoben wird.

12. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß ein Spinecho nicht später als 15 ms nach dem 90^U-Hochfrequenzimpuls auftritt.

13. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 1 für Blut als Fluid.

14. Kernspinresonanzgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Gefäß eine Arterie ist.

15. Xernspinresonanzgerät nach einem der vorhergehenden

Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Matrix durch Gewebe gebildet wird.

1 6. Kernspinresonanzgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Fluidströmung pulsiert.

7. Kernspinresonanzgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die aus dem RfBsonanzsignal erzeugten Daten fouriertransformierte Eaten enthält.

BAD ORIGINAL

- ο-Ι 18. Verfahren zum Erzeugen eines Bildes, welches einer Fluidströmung in einem sich in einer Matrix befindenden Gefäßes entspricht, wobei die Fluidströmung zu einer ersten Zeit mit einem ersten Geschwindigkeitsprofil und zu einer zweiten Zeit mit einem zweiten, vom ersten Geschwindigkeitsprofil verschiedenen Geschwindigkeitsprofil strömt, dadurch gekennzeichnet,daß das Fluid, das Gefäß und die Matrix zum Erzeugen eines zeitabhängigen magnetischen Resonanzsignales angeregt werden,

fouriertransformierte Daten aus dem zeitabhängigen magnetischen Resonanzsignal erzeugt werden, in die Daten-Phaseninformation eingeführt wird, welche das Geschwindigkeitsprofil des Fluids zu einer vorgegebenen Zeit angibt,

die Phaseninformation als Datensatz, der ein Projektionsbild des Fluids, des Gefäßes und der Matrix zu der vorgegebenen Zeit darstellt, extrahiert wird, zwei Datensätze erzeugt werden, die einem Projektionsbild zur ersten Zeit an einem Projektionsbild zur zweiten Zeit entsprechen, erzeugt werden und diese Datensätze zu einem resultierenden Datensatz kombiniert werden und
der resultierende Datensatz als Bild, welches für die Fluidströmung in dem Gefäß representativ ist, ausgegeben bzw. dargestellt wird.

19. Kernspinresonanzgerät zum Erzeugen eines Bildes, das ein Geschwindigkeitsprofil eines in einem Gefäß strömenden Fluids darstellt, mit einer Anordnung, die das Fluid zum Erzeugen eines zeitabhängigen magnetischen Resonanzsignales oder Spinresonanzsignales anregt, und
einer Anordnung zum Erzeugen fouriertransformierter Daten aus dem zeitabhängigen magnetischen Resonanzsignal ,
dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung

Mittel zum Einführen von raumabhängiger Phaseninformation, die das Geschwindigkeitsprofil des Fluids darstellen, in eine vorgegebene Komponente der fouriertransformierten Daten enthält und daß eine Anordnung zum Extrahieren der vorgegebenen Komponente der fouriertransformierten Daten zur Wiedergabe als Bild, das für das Geschwindigkeitsprofil repräsentativ ist, vorgesehen ist.

20. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Phaseninformation Phasenwerte für eine Anordnung von Positionen im Fluid enthält, daß das Bild eine Anordnung von Wiedergabe- oder Bildpunkten enthält, die jeweils durch einen visuellen Parameter charakterisiert sind, dessen Größe den Phasenwert für die entsprechende Position im Fluid darstellt und

daß die Anordnung zum Erzeugen der fouriertransformierten Daten Mittel enthält, um den Phasenwerten Phasenversatzbeträge aufzudrücken, um der im Bild dargestellten Geschwindigkeitsinformation ein sichtbares Muster zu verleihen.

_2U Kernspinresonanzgerät _nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß die Phasenversatzbeträge mit dem Abstand längs einer vorgegebenen Richtung im Fluid linear zunehmen, und daß das sichtbare Muster ein Satz von Streifen ist, die längs einer Dimension des Bildes, welche der vorgegebenen Richtung entspricht, beabstandet sind.

22. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Streifen in Abwesenheit einer Strömung parallel und in der genannten Dimension gleichbeabstandet sowie senkrecht zu dieser sind.

BAD

23. Kernspinresonanzgerät ^nacn Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß das Geschwindigkeitsprofil' für ein Fluid, das an verschiedenen Stellen mit verschiedener Geschwindigkeit strömt, durch die Konturen und Positionen der Streifen im Bild dargestellt wird.

_24> Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß der Abstand zwischen entgegengesetzten Rändern eines der Streifen eine Phasenver-Schiebung von 180^u darstellt.

25. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung zum Erzeugen der fouriertransformierten Daten eine Anordnung zum Errechnen einer Fouriertransformation von einem ausgewählten Zeitsegment des zeitabhängigen Resonanzsignales und eine Anordnung zum Wählen des Anfanges und des Endes des besagten Zeitsegments zur Erzeugung der Phasenversatzbeträge enthält.

26. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung eine Anordnung zum Erzeugen eines Spinechosignales mit einer Maximalamplitude an einem zeitlichen Mittelpunkt enthält, und daß das Zeitsegment mit einem Versatzwert bezüglich des zeitlichen Mittelpunktes des Spinechosignales exzentrisch gewählt wird.

27. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß das sichtbare Muster von der Größe des Versatzwertes abhängt.

28. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß das Gefäß so ausgerichtet ist, daß die vorwiegende Strömungsrichtung des Fluidsmit der vorgegebenen Richtung fluchtet.

29. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß der sichtbare Parameter die Intensität des Bildes ist.

30. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung eine Anordnung zur Beaufschlagung des Gefäßes mit einem ersten magnetischen Gradientenimpuls längs einer Richtung zum Einführen von Phaseninformation, die die Geschwindigkeit des Fluids längs dieser einen Richtung angibt, und mit einem zweiten magnetischen Gradientenimpuls längs einer zweiten Richtung und eine Anordnung zum Einstellen oder Regeln der jeweiligen Dauer der Impulse, derart daß der erste magnetische Gradientenimpuls länger als der zweite magnetische Gradientenimpuls ist, um zu bewirken, daß die Geschwindigkeit des Fluids längs der genannten einen Richtung einen größeren Einfluß auf das Bild hat als die Geschwindigkeit des Fluids längs der zweiten Richtung, enthält.

. Kernspinresonanzgerät · nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung und die zweite Richtung senkrecht aufeinander stehen. 25

32.Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß der erste magnetische Gradientenimpuls mindestens fünfmal so lang ist wie der zweite magnetische Gradientenimpuls.
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33. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 30, gekennzeichnet durch Mittel um das Gefäß mit der vorherrschenden Strömungsrichtung so auszurichten, daß sie mit der genannten einen Richtung fluchtet.
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34. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung Mittel zum Beaufschlagen des Gefäßes mit einem ersten magnetischen Gradientenimpuls längs einer ersten Richtung zum Einführen von Phaseninformation, die die Geschwindigkeit des Fluids längs der ersten Richtung darstellt, und mit einem zweiten magnetischen Gradientenimpuls längs einer zweiten Richtung, und eine Anordnung zum Regeln oder Einstellen der Zeit des Auftretens der Impulse zur Reduzierung des Einflusses der Geschwindigkeit des Fluids längs der zweiten Richtung auf das Bild enthält.

35. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Impuls unmittelbar nach dem zweiten Impuls zur Einwirkung gebracht wird.

36. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung zum Erzeugen der fouriertransformierten Daten Mittel zur phasenempfindlichen Erfassung oder Demodulation des Realteiles und des Imaginärteiles des zeitabhängigen magnetischen Resonanzsignales enthält und daß die vorgegebene Komponente der Realteile der fouriertransformierten Daten ist.

37. Kernspinresonanzgerät ·. nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung eine Vorrichtung zum Einwirkenlassen magnetischer Impulse solcher Größe und Zeit enthält, daß ein vorgegebenes Verhältnis zwischen der Geschwindigkeit des Fluids längs einer vorgegebenen Richtung und der entsprechenden Phasenwerten in der Phaseninformation erzeugt wird.

38. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß das Verhältnis auf der Basis der interessierenden vorherrschenden Geschwindigkeit des Fluids gewählt ist.

39. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 38, dadurch gekennzeichnet, daß das Verhältnis mindestens 0,2 radian pro Zentimeter pro Sekunde beträgt.

40. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19 zum Erzeugen eines Projektionsbildes, das das Geschwindigkeitsprofil darstellt, dadurch gekennzeichnet, daß das Gefäß einen Teil einer größeren Probe bildet, welche stationäre Teile enthält; daß die fouriertransformierten Daten eine Komponente enthalten, welche Phaseninformation, die aus den stationären Teilen gewonnen wurden, trägt und daß die Anordnung zum Gewinnen oder Extrahieren eine Vorrichtung enthält, um aus den fouriertransformierten Daten eine Komponente zu gewinnen, welche den Einfluß der stationären Teile auf das Bild verringert.

41. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 40, dadurch gekennzeichnet, daß die gewonnene Komponente bezüglich der die Phaseninformation tragenden Komponente von den stationären Teilen um 90° phasenverschoben ist.

42. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß das Fluid eine vorherrschende Strömungsrichtung im Gefäß hat; daß die Anregungsanordnung Phaseninformation einführt, die das Geschwindigkeitsprofil für Geschwindigkeiten längs einer speziellen Richtung angibt, und daß die Anregungsanordnung eine Vorrichtung zum derartigen Orientieren des Gefäßes enthält, daß die vorherrschende Strömungsrichtung mit der speziellen Richtung fluchtet.

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43.. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die fouriertransformierten Daten durch eine komplexe zweidimensionale Fourier Transformationen erzeugen können.
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⁴⁴· Kernspinresonanzgerät ^nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung eine Vorrichtung zum Beaufschlagen des Gefäßes mit Hochfrequenzimpulsen enthält, und die zeitabhänqigen magnetischen Resonanzsignale Spinechosignale sind, die aus den Hochfrequenzimpulsen resultieren.

45. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung eine Vorrichtung zum Beaufschlagen des Gefäßes mit einem ersten und einem zweiten Gradientenimpulses längs einer ersten bzw. zweiten Achse (Y, X), die aufeinander senkrecht stehen, enthält; daß die fouriertransformierten Daten eine zweidimensionale Anordnung von Datenpunkten enthalten, und daß das Bild zweidimensional ist.

46. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 45, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Impuls ein Frequenzcodierungsimpuls und der zweite Impuls ein Phasencodidierungsimpuls ist.

47. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 45, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung eine Vorrichtung zum Beaufschlagen des Gefäßes mit einem schichtselektiven magnetischen Feldgradientenimpuls längs einer dritten Achse (Z), die senkrecht auf der ersten oder zweiten Achse (X, Y) steht, enthält, und das Bild dem Geschwindigkeitsprofil in einer Schicht durch das Gefäß entspricht, welche in der durch die ersten beiden Achsen (X, Y) aufgespannten

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Ebene und an einem Ort längs der dritten Achse (Z) liegt, welcher durch den schichtselektiven magnetischen Feldgradientenimpuls bestimmt ist.

48. Kernspinresonanzgerät nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsanordnung eine Vorrichtung zum Beaufschlagen des Gefäßes mit einem frequenzcodierenden Gradientenimpuls längs einer Y-Achse, ferner eine Vorrichtung zum Beaufschlagen des Gefäßes mit einem phasencodierenden Gradientenimpuls längs einer zur Y-Achse senkrechten X-Achse, wobei der frequenzcodierende Gradientenimpuls länger ist als der phasencodierte Impuls und unmittelbar nach diesem auftritt, und eine Anordnung zum Beaufschlagen des Gefäßes mit Hochfrequenzimpulsen zur Erzeugung eines Spinechosignales ' als zeitabhängiges magnetisches Resonanzsignal enthalt; das die Phaseninformation Phasenwerte für eine Anordnung von Positionen im Fluid enthält; daß das Bild eine Anordnung von Wiedergabe- oder Bildpunkten enthält, die jeweils durch einen visuellen Parameter charakterisiert sind, dessen Größe den Phasenwert für eine entsprechende Position im Fluid darstellt; und daß die Anordnung zum Erzeugen der fouriertransformierten Daten eine Einrichtung zur phasenempfindlichen Demodulation oder Erfassung der Realteil- und Imaginärteil-Komponenten des Spinechosignales ^unc^ eine Einrichtung, um den Phasenwerten Phasenverschiebungen aufzudrücken, deren Beträge linear mit dem Abstand längs der X-Achse zunehmen, um dem Bild ein sichtbares Muster von Streifen aufzudrücken, die längs einer Dimension des Bildes beabstandet sind, um die durch das Bild dargestellte Geschwindigkeitsinformation zu verstärken, enthält.

49. Verfahren zur Verwendung magnetischer Kernresonanz zur Erzeugung eines Bildes, welches ein Geschwindigkeitsprofil eines durch ein Gefäß strömenden Fluids darstellt, dadurch gekennzeichnet, daß das Fluid zum Erzeugen eines zeitabhängigen magnetischen Resonanzsignales angeregt wird, aus dem zeitabhängigen magnetischen Resonanzsignal fouriertransformierte Daten gewonnen werden, in eine vorgegebene Komponente der fouriertransformierten Daten eine raumabhängige Phaseninformation eingeführt wird, welche das Geschwindigkeitsprofil des Fluids darstellt, und

daß die vorgegebene Komponente der fouriertransformierten Daten für eine Wiedergabe als Bild, das das Geschwindigkeitsprofil darstellt, extrahiert wird.

50. Verfahren nach Anspruch 49, dadurch gekennzeichnet, daß der Phaseninformation eine Phasenverschiebung mit Beträgen aufgedrückt wird, die dem Bild ein sichtbares Muster, das mit der Geschwindigkeitsinformation im Bild in Beziehung steht, verleiht.

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