DE3750046T2

DE3750046T2 - Angiographisches Verfahren mittels magnetischer Kernresonanz und Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens.

Info

Publication number: DE3750046T2
Application number: DE3750046T
Authority: DE
Inventors: Charles Lucian Dumoulin; Howard Roscoe Hart
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1986-03-03
Filing date: 1987-02-27
Publication date: 1995-01-26
Anticipated expiration: 2007-02-28
Also published as: DE3750046D1; EP0235758A2; EP0235758B1; JPH0722575B2; US4714081A; IL81727A0; JPS62275444A; EP0235758A3

Description

Hintergrund der Erfindung

Die Erfindung betrifft Verfahren zum bildlichen Darstellen einer Fluidströmung in einer Probe und insbesondere neuartige Verfahren, die Magnetfeldgradienten- und hochfrequente Impulssignal-Sequenzen benutzen, die es ermöglichen, daß man angiographische Kernspinresonanz- oder Magnetresonanz (NMR)-Bilder nicht-invasiv aus jedem medizinisch bedeutenden anatomischen Abschnitt, in dem eine Fluidströmung auftritt, erhalten kann.
Es ist allgemein bekannt, Bilder aus angiographischen Daten zu liefern, die die Strömung von Körperfluids durch verschiedene Körpergefäße für medizinische Diagnosezwecke darstellen. Typischerweise verwenden angiographische Verfahren eine ionisierende Strahlung und verlangen häufig den Einsatz von Kontrastmitteln. Es ist allgemein bekannt, daß der Einsatz von Kontrastmitteln ein Unbehagen bei Patienten verursacht und eine bestimmte Wahrscheinlichkeit eines physikalischen Risikos besteht. Es ist nicht nur wünschenswert, angiographische Bilder zu liefern, die Magnetresonanzverfahren anwenden, um den Einsatz einer ionisierenden Strahlung zu vermeiden, sondern auch, um angiographische NMR-Bilder zu liefern, die alle wesentlichen fluidtransportierenden Gefäße des anatomischen Abschnitts, der dargestellt werden soll, mit einem hohen Grad an Unterdrückung von sich nicht bewegenden Kernspins und ohne den Einsatz irgendeines Kontrastmittels sichtbar machen.
In "Radiology", Band 154, Februar 1985, Seiten 433-441, ist ein Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung durch die Phasengradienten-Modulationsmethode offenbart, bei der geschwindigkeitscodierende Modulationen eine Bewegungsgeschwindigkeit und richtungsempfindliche Bilder liefern, die phasenempfindliche Rekonstruktionen verwenden. Allerdings ist die Offenbarung auf eine Fluidströmung beschränkt, die durch eine einzige Ebene hindurchströmt, wobei ein angiographisches Bild die Darstellung einer Fluidströmung in einem Volumen verlangt.

Zusammenfassung der Erfindung

Angesichts des oben gesagten, schafft die Erfindung ein Verfahren zur Lieferung eines angiographischen Magnetresonanz- (NMR) Projektionsbildes von strömenden Fluids in wenigstens einem gewählten Abschnitt von einer Probe, das die Schritte enthält:
(a) Eintauchen der Probe in ein statisches Hauptmagnetfeld,
(b) Nutieren, in dem Anfangsabschnitt von jeweils einer ersten Sequenz und einer zweiten Sequenz von einem sequentiellen Paar von bildgebenden Sequenzen, der Spins von allen Kernen einer gewählten Spezies,
(c) Bereitstellen eines Evolutionszeitintervalls nach Schritt (b) in jedem Sequenzpaar,
(d) Anlegen, in dem Evolutionszeitintervall von wenigstens einer der ersten und zweiten Sequenzen von jedem Sequenzpaar, eines Paares von strömungscodierenden Gradientenfeldpulsen, um der Probe einen ersten Magnetfeldgradienten in einer ersten Richtung aufzudrücken, damit sich ein resultierendes NMR-Antwortsignal aus dem Spin des sich bewegenden Kerns von dem NMR-Antwortsignal unterscheidet, das aus dem Spin von einem im wesentlichen stationären Kern resultiert,
(e) Anlegen eines Magnetfeld-Gradientenpulses in einer zweiten Richtung orthogonal zur ersten Richtung, um Antwortsignale von Spins von allen stationären Kernen der gewählten Spezies zu dephasieren und eine Unterdrückung zu verbessern,
(f) Gewinnen als Antwort auf wenigstens einen zweiten Magnetfeldgradienten, der der Probe in der zweiten Richtung auf gedrückt wird, eines Satzes von Daten aus den NMR-Antwortsignalen, die von wenigstens dem Probenabschnitt in jeweils einem Antwortdaten-Gewinnungsabschnitt der ersten und zweiten Sequenzen hervorgerufen werden,
(g) Subtrahieren der Daten von einem der NMR-Antwortsignal-Datensätze, die in den ersten und zweiten Sequenzen gewonnen sind, von den Daten des anderen Datensatzes, um Antwortdaten, die von den im wesentlichen stationären Kernen erhalten sind, im wesentlichen zu beseitigen.
Nach einem weiteren Aspekt schafft die Erfindung eine Vorrichtung zum Ausführen des obengenannten Verfahrens enthaltend:
(a) Mittel zum Eintauchen der Probe in ein statisches Hauptmagnetfeld,
(b) Mittel zum Nutieren in dem Anfangsabschnitt von jeweils einer ersten Sequenz und einer zweiten Sequenz von einem sequentiellen Paar von bildgebenden Sequenzen, der Spins von allen Kernen einer gewählten Spezies,
(c) Mittel zum Bereitstellen eines Evolutionszeitintervalls nach Schritt (b) in jedem Sequenzpaar,
(d) Mittel zum Anlegen in dem Evolutionszeitintervall von wenigstens einer der ersten und zweiten Sequenzen von jedem Sequenzpaar, eines Paares von strömungscodierenden Gradientenfeldpulsen, um der Probe einen ersten Magnetfeldgradienten in einer ersten Richtung aufzudrücken, damit sich ein resultierendes NMR-Antwortsignal aus dem Spin des sich bewegenden Kerns von dem NMR-Antwortsignal unterscheidet, das aus dem Spin von einem im wesentlichen stationären Kern resultiert,
(e) Mittel zum anschließenden Anlegen eines Magnetfeld-Gradientenpulses in einer zweiten Richtung orthogonal zur ersten Richtung, um Antwortsignale von Spins von allen stationären Kernen der gewählten Spezies zu dephasieren und eine Unterdrückung zu verbessern,
(f) Mittel zum anschließenden Gewinnen als Antwort auf wenigstens einen zweiten Magnetfeldgradienten, der der Probe in der zweiten Richtung auf gedrückt wird, eines Satzes von Daten aus den NMR-Antwortsignalen, die von wenigstens dem Probenabschnitt in jeweils einem Antwortdaten- Gewinnungsabschnitt der ersten und zweiten Sequenzen hervorgerufen sind,
(g) Mittel zum Subtrahieren der Daten von einem der NMR-Antwortsignal-Datensätze, die in den ersten und zweiten Sequenzen gewonnen sind, von den Daten des anderen Datensatzes, um Antwortdaten, die von den im wesentlichen stationären Kernen erhalten sind, im wesentlichen zu beseitigen.
Bei bevorzugten Ausführungsformen unserer angiographischen NMR-Verfahren wird der strömungscodierende Schritt mit einem ersten und zweiten strömungscodierenden Impuls von im wesentlichen gleicher Amplitude und der gleichen Impulsform, aber entgegengesetzter Polarität, in dem Magnetfeldgradienten entlang einer Dimension der Projektionsebene des resultierenden Angiographen ausgeführt, wobei die Polarität jedes Impulses des Impulspaares mit alternierender Polarität in der zweiten Erregungssequenz umgekehrt wird, damit die Antwortsignale aus den stationären Kernspins Signale einer alternierenden Polarität in den ersten und zweiten Sätzen von Antwortsignalen liefern. Bei einer weiteren Ausführungsform können die strömungscodierenden Impulse in der ersten Erregungssequenz unipolar sein, wobei die zweite Sequenz frei von beiden strömungscodierenden Gradientenimpulssignalen ist. Bei beiden Ausführungsformen kann die Richtung der angiographischen Projektion auf jede gewünschte Art und Weise rotiert werden, indem die Auslese- Magnetfeldgradienten entlang zweier Achsen eines kartesischen Koordinatensatzes von Achsen variiert werden, die durch den physikalischen Aufbau der Gradientenspulen festgelegt sind.
Dementsprechend ist es ein Ziel der Erfindung, neuartige Verfahren zur angiographischen Magnetresonanz-Bildgebung von sich bewegenden Fluidströmungen in Gefäßen durch einen gewünschten Abschnitt einer Probe zur Verfügung zu stellen, wie z. B. die Anatomie eines Lebewesens.
Dieses und weitere Ziele der Erfindung werden beim Lesen der folgenden, detaillierten Beschreibung unserer Erfindung offensichtlich, wenn sie in Verbindung mit den Zeichnungen betrachtet wird.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Es zeigen:
Fig. 1 eine perspektivische Ansicht von der Bohrung eines Magnetkerns zum Erzeugen eines statischen Feldes in einer NMR-Bildgebungseinrichtung, die eine Probe darstellt, die inmitten der verschiedenen Magnetfeldgradienten- und HF-Feld-Erzeugungseinrichtungen angeordnet ist und die zum Festlegen verschiedener Konventionen, die damit verwendet werden, sinnvoll ist;
Fig. 2 einen Satz von über der Zeit aufgetragenen Graphen, die den Magnetfeldgradienten, die Hochfrequenzsignale, die Datensteuerung und die empfangenen Datensignale darstellen, die während einer vollständigen Wiederholung eines bevorzugten Verfahrens zur NMR-Angiographie benutzt werden;
Fig. 3 eine schematische Ansicht eines Abschnitts einer menschlichen Anatomie und die Ansicht mehrerer projektiver Richtungen sowie der zugehörigen Projektionsebenen, die diesbezüglich hergestellt werden; und
Fig. 3a und 3b Photographien von mit einer NMR-Bildgebungseinrichtung erzeugten Darstellungen angiographischer NMR- Daten des Nackenbereichs einer gesunden, freiwilligen und erwachsenen Versuchsperson als Antwort auf den Einsatz der Verfahren nach der Erfindung.

Detaillierte Beschreibung der Erfindung

Es wird zunächst auf Fig. 1 Bezug genommen, nach der das Verfahren der Erfindung in einem Magnetresonanz- (NMR) System 10 verwirklicht ist, in dem eine Probe, z. B. ein Patient, auf einer Trägereinrichtung 11 gelegt und in einen bildgebenden Bereich bewegt ist. Dieser Bereich, der sich innerhalb der Bohrung 12 eines Magnets (nicht gezeigt) befindet, ist ein Bereich, in dem ein hoch homogenes, statisches Magnetfeld B&sub0; relativ hoher Intensität erzeugt wird. Die dargestellte, das statische Magnetfeld liefernde Bohrung 12 ist zylindrisch und das statische Magnetfeld B&sub0; bildet sich entlang einer gewählten Raumachse aus, z. B. der Z-Achse eines kartesischen Koordinatensystems, welches seinen Mittelpunkt in der Magnetbohrung hat. Eine einen Magnetfeldgradienten erzeugende Einrichtung 12a, die der das statische Hauptmagnetfeld bildenden Bohrung 12 zugeordnet ist, wird verwendet, um einen Satz von im wesentlichen orthogonalen Magnetfeldgradienten zu bilden, die dem statischen Feld auf geprägt werden. Für das beispielhafte kartesische Koordinatensystem können die drei Gradienten GX, GY und GZ wie folgt zusammengefaßt werden: GZ = δB&sub0;/δz, Gy =δB&sub0;/δy und GX =δB&sub0;/δx. Neben dem statischen Magnetfeld B&sub0; und den Magnetfeldgradienten GX, GY und GZ, die darin von der Gradientenspule 12a (die typischerweise in dem Magnetbohrung 12 angeordnet ist) erzeugt werden, wird wenigstens eine Spule 12b (die typischerweise auch in der Bohrung 12 und weiter in der Bohrung der Gradientenspulen 12a positioniert ist) durch eine nicht gezeigte Einrichtung erregt, um ein Hochfrequenz(HF)-Magnetfeld B&sub1; zu erzeugen, das mit der Resonanz- oder Larmor-Frequenz ω=γB&sub0; rotiert, wobei γ die gyromagnetische Konstante für die besondere Kernspezies ist, die abgebildet werden soll. Das statische Magnetfeld B&sub0;, die Magnetfeldgradienten GX, GY und GZ sowie das HF-Magnetfeld B&sub1; werden allesamt durch Einrichtungen und auf eine Art und Weise erzeugt, die allgemein bekannt sind. Neben den verbleibenden Komponenten des NMR-Bildgebungssystems (nicht gezeigt), können eine Monitor-Führungseinrichtung 15 zum Liefern von Herz- (EKG) Signalen an das NMR- Bildgebungssystem für den Brustbereich eines abzubildenden Patienten vorgesehen sein. Die Herzsteuerung von angiographischen NMR-Sequenzen können benutzt werden, um periodische Bewegungsartefakte, das sind Geisterbilder, darin zu hindern, daß sie im Schlußbild erscheinen, und/oder um einen interessierenden, besonderen Abschnitt des Herzzyklus auszuwählen, während dessen das angiographische NMR-Bild aufgenommen wird.
Gemäß Fig. 2 benutzt das Grundverfahren für das neuartige angiographische NMR-Verfahren ein sequentielles Anlegen von Magnetfeldgradienten- und HF-Magnetfeldimpulssignalen, um NMR-Antwortsignale zu liefern, die Informationen über die Konzentration und die Bewegung der Spins einer ausgewählten Kernspezies enthalten. In der ersten Sequenz eines jeden Sequenzpaares erregen die Magnetfeldgradienten- und HF-Magnetfeld-Tmpulssignale alle ausgewählten Spezies-Spins derart, daß die bildgebenden Antwortdaten sowohl aus den sich bewegenden als auch den stationären Kernspins gewonnen werden. Die zweite Sequenz eines jeden Sequenzpaares gewinnt die Antwortdaten auch aus den stationären und sich bewegenden Spins, die danach von den Daten (die als Antwort auf den ersten Sequenz schritt gespeichert werden) subtrahiert werden, die Informationen sowohl über die statischen als auch sich bewegenden Kernspins in dem bildgebenden Volumen enthalten. Der erste Sequenzschritt, der im Zeitpunkt t&sub0; startet und der zweite Sequenzschritt t&sub0; (jeder der alternierenden Sequenzen eines Sequenzpaares) können durch eine Herzsteuerung bestimmt werden, um das Sequenz-Wiederholungszeitintervall Tr zu setzen. Das Paar von alternierenden Sequenzen ist im wesentlichen identisch, mit der Ausnahme eines Paares von strömungscodierenden Impulsen, die entlang einer ausgewählten Achse von den Achsen der gewünschten Projektion angelegt werden, was nachfolgend weiter diskutiert wird. Eine Serie von alternierenden Sequenzpaaren wird mit unterschiedlichen Werten eines phasencodierenden Magnetfeldgradienten in der Richtung entlang der ausgewählten Projektionsachse benutzt, während Antwortdaten entlang einer im wesentlichen orthogonalen Richtung ausgelesen werden, um eine zwei-dimensionale Projektion einer Fluidströmungs-Aktivität in der abzubildenden Probe zu erhalten.
Die erste bildgebende Sequenz jedes alternierenden Sequenzpaares beginnt zum Zeitpunkt t&sub0; (welcher durch ein Trigger- Ereignis festgelegt sein kann) während des Nutationsabschnitts der Sequenz. Ein 90º- oder π/2-HF-Impulssignal 20 wird angelegt, um alle Spins, sowohl die stationären als auch die nicht stationären, in dem Erregungsbereich der HF-Erregungsspule 12b zu nutieren. Das HF-Impulssignal 20 kann ein nicht-selektives Signal, das typischerweise eine rechteckige Hüllkurve hat und beim Fehlen aller Magnetfeldgradienten angelegt wird oder ein Scheibenselektives Signal sein, wie dies dargestellt ist, um das Sichtfeld oder die Projektionstiefe, falls erwünscht, zu begrenzen. Während ein Scheiben-selektives Impulssignal nicht notwendig ist, kann das Scheiben-selektive Impulssignal 20, sofern es benutzt wird, eine abgeschnittene sinx/x-Form sein, das bei Anwesenheit eines Magnetfeldgradienten-Signalimpulses 22a angelegt wird, der entlang der ausgewählten Projektionsachse angelegt wird, z. B. in dem GZ-Gradientenfeld entlang der Z-Achse. Sowohl der π/2-HF- Impuls 20 als auch der zugehörige Magnetfeldgradientenimpuls GZ 22a enden zum Zeitpunkt t&sub1;. Optional kann anschließend ein Rephasierungs-Impuls 22b entlang derselben Projektionsachse (z. B. der Z-Achse) in dem Zeitintervall zwischen den Zeitpunkten t&sub1; und t&sub2; angelegt werden, wobei die Amplitude z. B. durch
gegeben ist. Die Nutation der Spins während der zweiten, alternierenden Sequenz benutzt einen identischen π/2-HF-Signalimpuls 20', wobei die Phase des HF-Signalträgers für alle nutierenden π/2-HF-Signalimpulse in allen Sequenzen des gesamten Bildgebungsverfahrens im wesentlichen konstant gehalten wird. Wenn ein Scheiben-selektives, nutierendes Signal benutzt wird, dann benutzt jede zweite Sequenz von jedem Sequenzpaar einen selektiven Gradientenabschnitt 22a', der im wesentlichen der gleiche ist wie der Gradientenabschnitt 22a der ersten Sequenz des Sequenzpaares. Wenn der wahlweise, rephasierende Gradientenabschnitt 22b in der ersten Sequenz verwendet wird, dann wird ein im wesentlichen gleicher rephasierender Abschnitt 22b' in der zweiten Sequenz verwendet.
Ein Evolutionszeitintervall vom Zeitpunkt t&sub2; bis zum Zeitpunkt t&sub5; in der ersten Sequenz (oder von Zeitpunkt t&sub2;' bis zum Zeitpunkt t&sub5; in der zweiten Sequenz) ermöglicht, daß sich die Phase der nutierten Spins als Funktion eines Resonanzversatzes und des örtlichen Magnetfeldes ändert. Die dephasierenden Spins, sowohl die sich bewegenden als auch die sich nicht bewegenden, können (müssen aber nicht), wenn gewünscht, durch einen 180º- oder π-HF-Signalimpuls 24 in der ersten Sequenz oder einen im wesentlichen identischen HF-Signalimpuls 24' in der zweiten Sequenz refokussiert werden, der, wenn er verwendet wird, in dem Zeitintervall zwischen dem Zeitpunkt t&sub2;/t&sub2;' nach dem Ende der nutationsrephasierenden Impulse 22b/22b' und dem Zeitpunkt t&sub5;/t&sub5;' angelegt wird, wenn die strömungscodierenden Gradientenimpulse beginnen. Der HF-Signalimpuls 24 oder 24' kann in Anwesenheit eines Magnetfeld-Gradientenimpulses 26 bzw. 26' auf ähnliche Weise wie die Magnetfeld-Gradientenimpulse 22a und 22a' angelegt werden. Daher weist der Spin jedes Kerns in der Probe eine Phase auf, die unmittelbar vor dem Zeitpunkt t&sub5;/t&sub5;' für beide Sequenzen im wesentlichen identisch ist.
Gemäß der Erfindung wird ein Paar von strömungscodierenden Impulsen in einer gewählten Gradientenrichtung nach dem Anlegen des π/2-HF-Signalimpulses und nach dem π-HF-Signalimpuls 24, sofern benutzt, angelegt. Obwohl die angiographische Projektionsebene im wesentlichen unabhängig von der Richtung des Gradientenmagnetfeldes mit den strömungscodierenden Signalimpulsen ist, ist es zweckmäßig, die strömungscodierenden Impulse entlang einer der Hauptachsen (z. B. der Z-Achse) des gewählten Koordinatensystems anzulegen. Das Paar von strömungscodierenden Gradientenfeld-Impulssignalen 28 und 30 weist während jeder Sequenz eine entgegengesetzte Polarität auf, wobei die Polaritäten in der zweiten Sequenz eines Sequenzpaares umgekehrt sind.
Daher wird der erste Gradientenimpuls 28 für ein vorbestimmtes Gradientenzeitintervall Tg zwischen dem Zeitpunkt t&sub5; und dem Zeitpunkt t&sub6; angelegt und besitzt eine bekannte Amplitude A sowie eine erste Polarität, z. B. eine positive Polarität. Der zweite Impuls 30 derselben Sequenz besitzt im wesentlichen die gleiche Zeitdauer, z. B. tritt er in einem Zeitintervall Tg zwischen dem Anfangszeitpunkt t&sub7; und dem Endzeitpunkt t&sub8; auf, weist im wesentlichen die gleiche Amplitude A auf, hat aber gegenüber dem Impuls 28 eine entgegengesetzte Polarität, z. B. eine negative Polarität. In der zweiten Sequenz des Sequenzpaares ist die Polarität des ersten Gradientenimpulses 28', z. B. eine negative Polarität, entgegengesetzt der (positiven) Polarität des ersten Impulses 28 in der ersten Sequenz und die Polarität des zweiten Impulses 30' der zweiten Sequenz, z. B. eine positive Polarität, ist der (negativen) Polarität des zweiten Impulses 30 in der ersten Sequenz entgegengesetzt. Die zweiten Sequenzimpulse 28' und 30' besitzen jeweils im wesentlichen die gleiche Amplitude A wie die Amplitude der ersten Sequenzimpulse, wobei jeder Impuls mit der gleichen Dauer Tg auftritt. Die strömungscodierende Impulsdauer Tg wird durch die nachfolgend diskutierten Faktoren bestimmt. Das Zeitintervall T zwischen dem Mittelpunkt des jeweiligen ersten und zweiten Impulses jeder Sequenz, d. h. zwischen dem Impuls 28 und dem Impuls 30 der ersten Sequenz oder zwischen dem Impuls 28' und dem Impuls 30' der zweiten Sequenz, ist für alle Sequenzen im wesentlichen gleich. Das Zeitintervall T wird gewöhnlich, aber nicht immer, so gewählt, daß es viel länger als das Zeitintervall Tg ist. Wie vorstehend erwähnt, wird die Achse für die Anlegung von strömungscodierenden Gradientensignalen völlig willkürlich gewählt und ist unabhängig von den nachfolgenden verwendeten, bildgebenden Sequenzen. Daher wurden nach dem Ende des zweiten strömungscodierenden Gradientenimpulses 30 oder Impulses 30' stationäre Spins einem Paar von im wesentlichen identischen Impulsen mit entgegengesetzter Polarität unterworfen und ihre Spins blieben im wesentlichen unbeeinflußt, wenn das Zeitintegral von dem Paar strömungscodierender Gradientenfelder im wesentlichen Null ist. Die sich bewegenden Spins erhalten nach der Nutation eine Phasenänderung, welche eine Funktion der Geschwindigkeit dieses sich bewegenden Spins entlang der Projektionsachse des Gradienten ist. Diese Phasenänderung kann entweder unter Verwendung der Impulssequenz ohne die strömungscodierenden Gradientenimpulse vor oder nach der Sequenz mit den strömungscodierenden Gradientenimpulsen oder unter Wiederholung der Impulssequenz mit den invertierten strömungscodierenden Gradientenimpulsen gemessen werden. Zwei Datensätze werden entweder mit dem nicht invertierten/invertierten Impuls- oder dem anwesenden/abwesenden, oder abwesenden/anwesenden Impulspaar von Sequenzen gewonnen, wobei die Differenz, die zwischen den Datensätzen (aufgrund von Positionsänderungen in der Zeit zwischen der Gewinnung des jeweiligen Datensatzes) gewonnen wird, als Differenzsignale mit einer Nicht-Null-Amplitude detektiert werden. Diese Detektion tritt nach den Bildgebungs-Untersequenzabschnitten eines jeden Sequenzpaares auf.
In dem dargestellten Sequenzpaar handelt es sich bei den bildgebenden Untersequenzen um refokussierte Gradienten- Spin-Warp-Untersequenzen. Dabei versteht sich, daß andere bildgebende Untersequenzen genauso gut benutzt werden können. In jedem dargestellten Paar von refokussierten Gradienten-Spin-Warp-Untersequenzen (die jeweils zum Zeitpunkt t&sub9; oder t&sub9;' beginnen) wird der Magnetfeldgradient entlang einer der Projektionsachsen, in diesem Beispiel wird eine Projektion mit einer Achse allein entlang einer Koordinatenachse (der Z-Achse) aufgenommen, für jeden dephasierenden Gradientensignalabschnitt 32 oder 32' benutzt, wobei ein unterschiedlicher Wert der sich ändernden Werte des Magnetfeldgradienten entlang dieser Z-Achse während jedes nachfolgenden Sequenzpaares angelegt wird, um den für die angiographische Projektion notwendigen gesamten Datensatz herzuleiten. In demselben dephasierenden Zeitintervall vom Zeitpunkt t&sub9; bis zum Zeitpunkt ta (oder vom Zeitpunkt t&sub9;' bis zum Zeitpunkt ta') werden dephasierende Magnetfeld- Gradientenabschnitte 34 und/oder 36 (oder Abschnitte 34' und/oder Abschnitte 36') in wenigstens einer der beiden zueinander orthogonalen Achsen erzeugt, um die zweite Projektionsachse zu definieren. Daher ist ersichtlich, daß Schrägprojektionen unter jedem Winkel bezüglich der verbleibenden Achsen aufgenommen werden können, z. B. unter jedem Winkel bezüglich der verbleibenden X- und Y-Achsen, wenn eine erste Projektionsachse entlang der Z-Achse gewählt worden ist, und zwar relativ zu der Probe, indem man den relativen Wert des Magnetfeldgradienten entlang jeder der beiden orthogonalen Achsen normiert. Diese Normierung ändert sich mit dem Sinus und Kosinus des Winkels R, unter dem die Schrägprojektion bezüglich eines Bezugswinkels, z. B. einem Winkel von 0º, der so definiert ist, daß er eine Projektionsachse in der +Y-Richtung aufweist, aufgenommen wird. In diesem Beispiel werden normierte, dephasierende Gradientenkeulen 34 und 36 benutzt, und zwar mit Amplituden, die durch Ax=AmaxsinR und Ay=AmaxcosR definiert sind. Die nachfolgenden Auslese-Gradienten, z. B. ein GX-Auslese- Gradientenabschnitt 38 und ein GY-Auslese-Gradientenabschnitt 40 haben eine ähnliche Größe. Es werden im wesentlichen die gleichen Dephasierungs- und Auslese-Gradientenabschnitte 34', 36', 38' und 40' in der zweiten Sequenz eines jeden Paares wie die Abschnitte 34, 36, 38 und 40 benutzt, die in der ersten Sequenz dieses Paares verwendet werden. Die Antwortdaten werden während des Auslese-Gradienten-Anlege-Zeitintervalls vom Anfangszeitpunkt tb bis zum Zeitpunkt tf (oder vom Zeitpunkt tb' bis zum Zeitpunkt tf') empfangen, wobei das Empfangstor oder -Fenster 42 oder 42' vom Zeitpunkt tc bis zum Zeitpunkt te (oder vom Zeitpunkt tc' bis zum Zeitpunkt te') freigegeben wird, so daß ein NMR-Antwortdatensignal 44 (oder 44') detektiert, digitalisiert und gespeichert wird. Die Differenz der Datensätze, die aus den gewonnenen NMR-Antwortsignalen 44/44' digitalisiert werden, werden verwendet, um die Daten für ein Bild zu erzeugen. Ein Paar von Bildern, von denen jedes in eine der beiden orthogonalen Richtungen, die jeweils senkrecht zu der Projektionsachse sind (welche die Richtung ist, die senkrecht zur Projektionsebene steht) strömungsempfindlich ist, wird anschließend zusammengesetzt, um das endgültige angiographische Bild zu erzeugen.
Wir detektieren daher selektiv nur die Kernspins mit einer mikroskopischen Bewegung, indem wir zuerst an diesen Satz von Spins einen Magnetfeldgradienten anlegen, der für eine gegebene Zeitspanne die Phase der nutierenden Spins als eine Funktion der Position entlang der Achse des angelegten Gradienten ändert und danach, zu einem späteren Zeitpunkt, einen im wesentlichen identischen Magnetfeldgradienten mit einer umgekehrten Polarität anlegen, damit jeder Spin, der die Position entlang der Gradientenachse nicht ändert, im wesentlichen keine Netto-Phasenänderung erfährt. Jeder Spin, der sich in die Richtung der Gradientenachse bewegt hat, erfährt allerdings eine Netto-Phasenänderung, die dadurch gemessen werden kann, daß man nachfolgend die Impulssequenz als eine zweite Sequenz wiederholt, die frei von entweder dem strömungscodierenden Gradientenimpulspaar oder einem invertierten Paar von strömungscodierenden Gradientenimpulsen ist.
Wir haben z. B. in einem anderen Modus ein Paar stromungscodierender Gradientenimpulse mit gleicher Polarität benutzt, z. B. den Puls 30a und den nachfolgenden Impuls 28, und zwar in einer ersten Sequenz gefolgt von einer zweiten Sequenz des Sequenzpaares, in welchem ein zweites Paar von Impulsen 30a' und 28' mit gleicher Polarität verwendet worden sind oder wahlweise durch Magnetfeld-Gradientenabschnitte 46a und 46b mit einer Amplitude, die im wesentlichen gleich Null ist, ersetzt worden sind. Bei diesem Experiment sind die gleichpoligen Impulse 30a und 28 (und die Impulse 30a' und 28', wenn sie benutzt werden) um im wesentlichen gleiche Zeitintervalle auf beiden Seiten des zugeordneten π-HF- Impulssignals 24 (oder des zugeordneten Impulssignals 24') im Abstand angeordnet. Wir haben herausgefunden, daß dieses Doppel-Sequenzschema mit einem Paar von Sequenzen, in dem eine erste Sequenz ein Paar von strömungscodierenden Gradientenimpulsen aufweist, die symmetrisch um den π-Impuls angeordnet sind, und eine zweite Sequenz strömungscodierender Gradientenimpulse aufweist oder nicht, minderwertige angiographische Bilder bezüglich der Bilder liefert, die durch die erläuterten, invertierten, strömungscodierenden Gradientenimpulspaare, spiegelbildlich in jedem Sequenzpaar, geliefert werden.
Bei der beispielhaften Sequenz kann eine Beziehung zwischen der detektierten Signalstärke und der Strömungsgeschwindigkeit der sich bewegenden Spins hergeleitet werden. Wenn eine Gruppe von Spins sich aus einer ersten Position, die mit X&sub1; bezeichnet ist, zu einer anderen Position, die mit X&sub2; bezeichnet ist, in dem Zeitintervall T bewegt, ändert der erste Impuls (des einen Paares von Gradientenimpulsen mit entgegengesetzter Polarität und gleicher Dauer) die Phase der Querspinmagnetisierung in der Position X&sub1; um einen Betrag
wobei Gx(t) die Stärke des Magnetfeldgradienten in der gewählten Bewegungsrichtung (z. B. der X-Achse) als eine Funktion der Zeit ist und Tg die Dauer des Gradientenimpulses (z. B. Tg=t&sub6;-t&sub5; oder t&sub8;-t&sub7;, usw.) ist. Der zweite Gradientenimpuls mit entgegengesetzter Polarität sorgt für eine zweite Phasenänderung
wobei X&sub2; die Position der Spins zu der Anfangszeit des zweiten Impulses ist. Die Netto-Phasenänderung, die durch das Paar von Impulsen entgegengesetzter Polarität erzeugt wird, ist
Die Positionsänderung kann daher als das Produkt der Geschwindigkeit V und der Zeit T geschrieben werden, z. B. durch
Beim Subtrahieren der zwei gewonnenen Datensätze ist die Signalintensität I, die mit den invertierten, strömungscodierenden Gradienten 28/28' und 30/30' erhalten wird,
I = k (sinΦ) + k (sinΦ) = 2k (sinΦ)
wobei k ein Proportionalitätsfaktor ist, der die Instrumentenempfindlichkeit und die Spinpopulationen enthält. Da die Strömungssequenzen lediglich die Strömungskomponente entlang der Achse (hier der Z-Achse) der angelegten, strömungscodierenden Gradientenimpulse (hier GZ) detektieren kann, ist die Intensität der detektierten Gefäße abhängig von der Strömungsrichtung als auch von der Geschwindigkeit. Die Empfindlichkeit der Strömungsrichtung kann dadurch beseitigt werden, daß man zwei oder möglicherweise drei Bilder gewinnt, die je strömungsempfindlich in einer Richtung sind, die orthogonal zu der Richtung der Strömungsempfindlichkeit des anderen Bildes oder des anderen Bildpaares ist. Die Daten für jedes der zwei (oder drei) Bilder können pixelweise unter Verwendung der Beziehung
IGesamt = (Ix²+Iy²+Iz²)½
zusammengesetzt werden. Die Bilder müssen nach der Fourier- Transformation und Amplitudenberechnung zusammengesetzt werden, da die Phaseninformation aus den einzelnen Bildern nicht eindeutig kombiniert werden kann. Es sei bemerkt, daß die detektierte Spinintensität IGesamt tatsächlich eine periodische Funktion der makroskopischen Spingeschwindigkeit ist. Daher ist es für eine gegebene Amplitude A der strömungscodierenden Gradientenimpulse und für ein gegebenes Zwischenimpuls-Verzögerungszeitintervall T möglich, eine Spingeschwindigkeit von nicht Null zu erhalten, die im wesentlichen zu einer Bildintensität I von Null führt. Es kann auch gezeigt werden, daß die Geschwindigkeiten, die zu einer Gesamtphasenverschiebung von (nπ±Φ) führen, wobei n eine positive oder negative ganze Zahl ist, Signalintensitäten hervorrufen, die identisch mit der Signalintensität eines Spins mit einer anderen Geschwindigkeit sind, die zu einer Phasenverschiebung Φ führt. Daher können Geschwindigkeits-Alias-Effekte auftreten, wenn mehrere Geschwindigkeiten zu Phasenverschiebungen führen, die sich um ganzzahlige Vielfache von π-Radian unterscheiden. Eine sorgfältige Auswahl der strömungscodierenden Gradientenamplitude A und des Impulszeitintervalls T muß getroffen werden, um richtige Bilder zu erhalten. Jedoch kann die Mehrdeutigkeit beim Messen der Geschwindigkeit beseitigt werden, indem man eine Serie von Bildern gewinnt, wobei jedes Bild mit einer unterschiedlichen Amplitude A der strömungscodierenden Gradientenimpulse aufgenommen wird, und zwar vor der Fourier- Transformation des gesamten Datensatzes in der Dimension, entlang derer der Gradient verändert wird, um die Geschwindigkeitsdimension des projizierten Bildes zu erhalten. Hierbei haben wir erkannt, daß angiographische Bilder, welche Projektionen sind, die die Intensität von jedem darin enthaltenen Pixel haben, welches die Summe des Beitrages von einer Spinspalte mit einer Geschwindigkeitsverteilung darstellt, so daß die Fourier-Transformation der Daten, die mit unterschiedlichen Gradientenamplituden A erhalten werden, die Verteilung der Geschwindigkeiten in dieser Spalte hervorbringen.
Dadurch, daß alle veränderlichen Sequenz-zu-Sequenz-Abschnitte nur auf das Paar von strömungscodierenden Gradientenimpulsen 28/30 begrenzt werden, werden Wirbelstromprobleme minimiert, wenn (1) die gesamte sich ändernde Gradientenaktivität in jeder Sequenz nach dem letzten HF-Signalimpuls auftritt und (2) diese Gradientenimpulse sogar einen Netto-Integralwert von Null haben. Auf ähnliche Weise werden Artefakte aufgrund einer nicht konstanten Blutströmung während des Herzzyklus minimiert, indem man die Sequenzen des Herzschlages des Patienten synchronisiert. Eine Unterdrückung sich nicht bewegender Spins kann auch verbessert werden, indem man ein Paar von Magnetfeld-Gradientenabschnitten 47 und 48 oder 47' und 48' entlang der Achse anlegt, die orthogonal zur Anzeigeebene steht, um das große Signal, welches sich aus den stationären Spins ergibt, zu dephasieren. Da sich detektierte Signale aus Phasenunterschieden aus relativ kleinen Bereichen ergeben, wird die Signalintensität aus den Blutgefäßen dadurch lediglich gering gedämpft.
Gemäß Fig. 3, 3a und 3b, enthalten angiographische Bilder einer menschlichen Anatomie, die durch die Verfahren gemäß der Erfindung erhalten werden, projektive Bilder von arteriellen als auch venösen Strukturen, die ohne den Einsatz von Kontrastmitteln gewonnen worden sind. In den Photographien von zwei angiographischen NMR-Bildern (in Fig. 3a und 3b) sind die Projektionsebenen und die Projektionsrichtungen so, wie sie in Fig. 3 dargestellt sind. Die Bilder des Nackenbereichs einer gesunden, erwachsenen, männlichen und freiwilligen Versuchsperson wurden in einem statischen 1.5- T-Feldsystem von dem in der US-A 4667159 und der US-A 4689563 beschriebenen Typ aufgenommen. Eine Vorder-Hinter- Projektion des Nackenbereichs wurde unter einem Winkel von etwa 0. bezüglich der Y-Achse 51 aufgenommen, so daß die Ebene 52 der zugeordneten Projektion in der X-Z-Ebene liegt. Das strömende Blut in den Drosselvenen oder Jugular- Venen der Person, in der Halsschlagader und in den vertebralen Arterien ist klar auf der linken und rechten Seite der Person zu sehen. Man erkennt, daß dazwischenliegende stationäre Abschnitte des Körpers im wesentlichen auf dem Bild fehlen, und daß die Erkennung der Blutströmung nicht von einer pulsierenden Strömung abhängt, so daß venöse und arterielle Strukturen genauso gut dargestellt werden. Man sollte bedenken, daß das Bild nach Fig. 3a mit dem phasencodierenden Gradientenimpuls 34 in der Y-Achse und dem Auslese-Gradientenimpuls 40 mit Werten im wesentlichen von Null erhalten wurde, um die zweite Achse der Projektionsebene allein in der X-Richtung zu gewinnen. Durch Verschieben der Ansicht in eine neue Projektionsrichtung 56 um einen schiefen Winkel von etwa 60 aus der Vorder-Hinter- Projektion nach Fig. 3a besitzt die Projektionsebene 57 (die senkrecht zur Projektionslinie 56 liegt) noch eine in der Z-Richtung liegende Achse, wobei aber die andere Projektionsebenen-Achse entlang einer Linie fällt, die die X- Y-Ebene schneidet. Dies entspricht der dargestellten Gleichung GX=-aGx,max, wobei -a gleich sin(-60º) ist, und der Gleichung GY=+bGY,max, wobei b=cos(-60º) ist. In dieser schrägen Seitenprojektion sind die Arterien und Venen des Nackenbereichs der Versuchsperson mit der gleichen hellen Auflösung abgebildet, ohne daß die Person bewegt werden muß.
Obwohl die neuartigen Verfahren zur NMR-Angiographie gemäß unserer Erfindung bezüglich der bevorzugten Ausführungsformen beschrieben worden sind, werden viele Modifikationen und Änderungen für den Durchschnittsfachmann auf diesem Gebiet offensichtlich. Es ist daher unsere Absicht, die Erfindung lediglich durch den Schutzbereich der beigefügten Ansprüche und nicht durch die spezifischen Einzelheiten und Gerätschaften zu begrenzen, die hierin anhand der Beschreibung und der bevorzugten Ausführungsformen erläutert worden sind.

Claims

1. Verfahren zur Lieferung eines angiographischen Magnetresonanz(NMR)-Projektionsbildes von strömenden Fluids in wenigstens einem gewählten Abschnitt von einer Probe (Sample), enthaltend die Schritte:

(a) Eintauchen der Probe in ein statisches Hauptmagnetfeld (B&sub0;),

(b) Nutieren (20, 22a), in dem Anfangsabschnitt von jeweils einer ersten Sequenz und einer zweiten Sequenz von einem sequentiellen Paar von bildgebenden Sequenzen, der Spins von allen Kernen einer gewählten Spezies,

(c) Bereitstellen eines Evolutionszeit(t&sub1;-tf)- Intervalls nach Schritt (b) in jedem Sequenzpaar,

(d) Anlegen, in dem Evolutionszeitintervall (t&sub5;-t&sub8;) von wenigstens einer der ersten und zweiten Sequenzen von jedem Sequenzpaar, eines Paares von Strömungs-kodierenden Gradientenfeldpulsen (28, 30), um der Probe einen ersten Magnetfeldgradienten in einer ersten Richtung (z. B. Gz) aufzudrücken, damit sich ein resultierendes NMR Antwortsignal aus dem Spin des sich bewegenden Kerns von dem NMR Antwortsignal unterscheidet, das aus dem Spin von einem im wesentlichen stationären Kern resultiert,

(e) dann Anlegen eines Magnetfeld-Gradientenpulses (47, 48) in einer zweiten Richtung (z. B. Gy oder Gx) orthogonal zur ersten Richtung, um Antwortsignale von Spins von allen stationären Kernen der gewählten Spezies zu dephasieren und eine Unterdrückung zu verbessern,

(f) dann Gewinnen als Antwort auf wenigstens einen zweiten Magnetfeldgradienten (34, 36), der der Probe in der zweiten Richtung auf gedrückt wird, eines Satzes von Daten aus den NMR-Antwortsignalen, die von wenigstens dem Probenabschnitt in jeweils einem Antwortdaten-Gewinnungsabschnitt der ersten und zweiten Sequenzen hervorgerufen sind,

(g) Subtrahieren der Daten von einem der NMR Antwortsignal-Datensätze, die in den ersten und zweiten Sequenzen gewonnen sind, von den Daten des anderen Datensatzes, um Antwortdaten, die von den im wesentlichen stationären Kernen erhalten sind, im wesentlichen zu beseitigen,

(h) Generieren (38, 40, 42), als Antwort auf die verbleibenden Antwortdaten, des angiographischen NMR Projektionsbildes als eine zweidimensionale Projektion, die in einer Ebene in den ersten und zweiten Richtungen liegt, von der Fluidströmung in der dreidimensionalen Probe, und

(i) Wiederholen der Sequenz von Schritten (b)-(f) in einer vorbestimmten Anzahl von Gesamtwiederholungen, wobei in jeder Wiederholung ein unterschiedlicher Wert eines Phasen-kodierenden Signals (32) in dem Magnetfeldgradienten in der ersten Richtung gebildet wird; und das Bild von Schritt (g) aus der Gesamtzahl unterschiedlicher Datensätze generiert wird, die aus allen Sequenzpaaren erhalten werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt (d) die Schritte enthält: Anlegen des Strömungs-kodierenden Paares (28, 30, 28', 30') von Magnetfeldgradientenpulsen in jeder der ersten und zweiten Sequenzen, Veranlassen, daß jeder Puls des Paares eine Polarität hat, die von der Polarität des anderen Pulses unterschiedlich ist, und Veranlassen, daß die Polarität des ersten Pulses von jedem Paar sich in jedem anderen des Sequenzpaares ändert.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Schritt (d) ferner den Schritt enthält, daß zwei strömungs-kodierende Gradientenpulssignale von jedem Sequenzpaar mit einer im wesentlichen konstanten Amplitude (-A, +A) geliefert werden.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt (d) die Schritte enthält: Anlegen eines Strömungs-kodierenden Paares (30a, 28) von ersten Magnetfeldgradientenpulsen in nur der ersten Sequenz und Veranlassen, daß jeder Puls des Paares die gleiche Polarität hat.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Schritt (d) ferner den Schritt enthält, daß jedes Signal des Paares Strömungs-kodierender Gradientenpulssignale von jeder ersten Sequenz mit einer im wesentlichen konstanten Amplitude (-A, +A) geliefert wird.

6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, wobei der Schritt (d) ferner den Schritt enthält, daß die Spins der nutierten Kerne zwischen dem Anlegen der ersten (30a) und zweiten (28) strömungs-kodierenden Gradientenpulse refokussiert werden (24).

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Refokussierung in Gegenwart eines Magnetfeldes (26) geliefert wird, das in der ersten Richtung angelegt ist, um die Nettomagnetisierung der Kernspins um einen Winkel zu nutieren, der im wesentlichen gleich 180º ist.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, ferner die Schritte enthaltend: Verarbeiten der verbleibenden Antwortdaten des Schrittes (g), um einen ersten Satz von Intensitätsdaten I1 für jedes Pixel in der gewählten angiographischen Projektionsebene zu erhalten; Wiederholen der Gesamtzahl von Wiederholungen der Sequenz von Schritten (b)-(g) mit dem ersten Magnetfeldgradienten, der in jeder Wiederholung entlang wenigstens einer anderen von einer zweiten und dritten Achse in einem kartesischen Koordinatensystem neu positioniert wird; Verarbeiten der verbleibenden Antwortdaten des Schritts (g) von jeder Wiederholung der Sequenz von Schritten (b)-(g), um einen anders bezeichneten Satz von Intensitätsdaten I2 beziehungsweise I3 für jedes Pixel in der angiographischen Projektionsebene zu erhalten, die für die Wiederholung entlang der entsprechenden zweiten und dritten Achse gewählt ist; und Verarbeiten, für jedes Bildpixel, der Intensitätsdaten, die für dieses Bildpixel für jeden der unterschiedlichen ersten Gradientenabschnitte erhalten sind, um die effektive Durchschnittsintensität Itotal = (I&sub1;²+I&sub2;²+I&sub3;²)½ der Gesamtzahl von Differenzdatensätze für jede Bildgeneration zu liefern.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei in dem weiteren Schritt die Zeitdauer (Tg) von jedem Gradientenpuls eingestellt wird, um für die Bildgebung, ohne Alias-Effekt, den Bereich von Fluidströmungsgeschwindigkeiten in der Probe anzunehmen.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei der Schritt (b) den Schritt enthält, daß ein Hochfrequenz (RF) Magnetfeld (20) an die Probe mit ausreichender Energie angelegt wird, um die Nettomagnetisierung der Kernspins um einen Winkel zu nutieren, der im wesentlichen gleich 90 ist.

11. Verfahren nach Anspruch 10, wobei die Nutation der Spins im wesentlichen nur in dem gewählten Probenabschnitt auftritt, und ferner der Schritt vorgesehen ist, daß ein Magnetfeldgradient (22a) in der ersten Richtung während des Anlegens des RF Magnetfeldes an die Probe angelegt wird.

12. Verfahren nach Anspruch 10 oder 11, wobei das RF Magnetfeld als ein gepulstes Signal mit einer sin(x)/x Hüllform angelegt wird.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Schritt (c) ferner den Schritt enthält, daß ein RF Magnetfeld (24) angelegt wird, um die Spins der nutierten Kerne zu refokussieren, bevor die strömungs-kodierenden Gradientenmagnetfeldpulse (28, 30) angelegt werden.

14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei der Refokussierungsschritt die Schritte enthält: Anlegen eines Magnetfeldgradienten (26) in der ersten Richtung, während das RF Magnetfeld (24) an die Probe und mit ausreichender RF Energie angelegt wird, um die Nettomagnetisierung der Kernspins um einen Winkel zu nutieren, der im wesentlichen gleich 180º ist.

15. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Probe ein Teil der menschlichen Anatomie ist und ferner der Schritt vorgesehen ist, daß der Beginn von jeder Sequenz in bezug auf einen bezeichneten Punkt in dem Herzzyklus der menschlichen Probe gesteuert wird.

16. Einrichtung zur Lieferung eines angiographischen Magnetresonanz (NMR)-Projektionsbildes von strömenden Fluids in wenigstens einem gewählten Abschnitt von einer Probe (Sample), enthaltend:

(a) Mittel zum Eintauchen der Probe in ein statisches Hauptmagnetfeld (B&sub0;),

(b) Mittel zum Nutieren (20, 22a), in dem Anfangsabschnitt von jeweils einer ersten Sequenz und einer zweiten Sequenz von einem sequentiellen Paar von bildgebenden Sequenzen, der Spins von allen Kernen einer gewählten Spezies,

(c) Mittel zum Bereitstellen eines Evolutionszeit(t&sub1;- tf)- Intervalls nach Schritt (b) in jedem Sequenzpaar,

(d) Mittel zum Anlegen, in dem Evolutionszeitintervall (t&sub5;-t&sub8;) von wenigstens einer der ersten und zweiten Sequenzen von jedem Sequenzpaar, eines Paares von Strömungs-kodierenden Gradientenfeldpulsen (28, 30), um der Probe einen ersten Magnetfeldgradienten in einer ersten Richtung (z. B. Gz) aufzudrücken, damit sich ein resultierendes NMR Antwortsignal aus dem Spin des sich bewegenden Kerns von dem NMR Antwortsignal unterscheidet, das aus dem Spin von einem im wesentlichen stationären Kern resultiert,

(e) Mittel zum anschließenden Anlegen eines Magnetfeld-Gradientenpulses (47, 48) in einer zweiten Richtung (z. B. Gy oder Gx) orthogonal zur ersten Richtung, um Antwortsignale von Spins von allen stationären Kernen der gewählten Spezies zu dephasieren und eine Unterdrückung zu verbessern,

(f) Mittel zum anschließenden Gewinnen als Antwort auf wenigstens einen zweiten Magnetfeldgradienten (34, 36), der der Probe in der zweiten Richtung auf gedrückt wird, eines Satzes von Daten aus den NMR-Antwortsignalen, die von wenigstens dem Probenabschnitt in jeweils einem Antwortdaten-Gewinnungsabschnitt der ersten und zweiten Sequenzen hervorgerufen sind,

(g) Mittel zum Subtrahieren der Daten von einem der NMR Antwortsignal-Datensätze, die in den ersten und zweiten Sequenzen gewonnen sind, von den Daten des anderen Datensatzes, um Antwortdaten, die von den im wesentlichen stationären Kernen erhalten sind, im wesentlichen zu beseitigen,

(h) Mittel zum Generieren (38, 40, 42), als Antwort auf die verbleibenden Antwortdaten, des angiographischen NMR Projektionsbildes als eine zweidimensionale Projektion, die in einer Ebene in den ersten und zweiten Richtungen liegt, von der Fluidströmung in der dreidimensionalen Probe, und

(i) Mittel zum Wiederholen der Sequenz von Schritten (b)-(f) in einer vorbestimmten Anzahl von Gesamtwiederholungen, wobei in jeder Wiederholung ein unterschiedlicher Wert eines Phasen-kodierenden Signals (32) in dem Magnetfeldgradienten in der ersten Richtung gebildet wird; und das Bild von Schritt (g) aus der Gesamtzahl unterschiedlicher Datensätze generiert wird, die aus allen Sequenzpaaren erhalten werden.

17. Einrichtung nach Anspruch 16, wobei die Mittel (d) Mittel enthalten zum Anlegen des Strömungs-kodierenden Paares (28, 30, 28', 30') von Magnetfeldgradientenpulsen in jeder der ersten und zweiten Sequenzen, damit jeder Puls des Paares eine Polarität hat, die von der Polarität des anderen Pulses unterschiedlich ist, und damit die Polarität des ersten Pulses von jedem Paar sich in jedem anderen des Sequenzpaares ändert.

18. Einrichtung nach Anspruch 17, wobei die Mittel (d) ferner Mittel enthalten zum Bereitstellen der zwei Strömungs-kodierende Gradientenpulssignale von jedem Sequenzpaar mit einer im wesentlichen konstanten Amplitude (-A, +A).

19. Einrichtung nach Anspruch 16, wobei die Mittel (d) ein strömungs-kodierendes Paar (30a, 28) von ersten Magnetfeldgradientenpulsen aufweist, das nur in der ersten Sequenz angelegt ist, wodurch jeder Puls des Paares die gleiche Polarität hat.

20. Einrichtung nach Anspruch 19, wobei die Mittel (d) jedes Signal des Paares Strömungs-kodierender Gradientenpulssignale von jeder ersten Sequenz mit einer im wesentlichen konstanten Amplitude (-A, +A) liefern.

21. Einrichtung nach Anspruch 19 oder 20, wobei die Mittel (d) die Refokussierung der Spins der nutierten Kerne zwischen den strömungs-kodierenden Gradientenpulsen enthalten.

22. Einrichtung nach Anspruch 21, wobei die Refokussierungsmittel in Gegenwart eines Magnetfeldes (26) bereitgestellt sind, das in der ersten Richtung angelegt ist, um die Nettomagnetisierung der Kernspins um einen Winkel zu nutieren, der im wesentlichen gleich 180º ist.

23. Einrichtung nach einem der Ansprüche 16 bis 20, ferner Mittel enthaltend zum Verarbeiten der verbleibenden Antwortdaten der Mittel (g), um einen ersten Satz von Intensitätsdaten I1 für jedes Pixel in der gewählten angiographischen Projektionsebene zu erhalten und zum Wiederholen der Gesamtzahl von Wiederholungen der Sequenz von Schritten (b)-(g) mit dem ersten Magnetfeldgradienten, der in jeder Wiederholung entlang wenigstens einer anderen von einer zweiten und dritten Achse in einem kartesischen Koordinatensystem neu positioniert wird; Mittel zum Verarbeiten der verbleibenden Antwortdaten von jeder Wiederholung der Sequenz, um einen anders bezeichneten Satz von Intensitätsdaten I2 beziehungsweise I3 für jedes Pixel in der angiographischen Projektionsebene zu erhalten, die für die Wiederholung entlang der entsprechenden zweiten und dritten Achse gewählt ist; und Mittel zum Verarbeiten, für jedes Bildpixel, der Intensitätsdaten, die für dieses Bildpixel für jeden der unterschiedlichen ersten Gradientenabschnitte erhalten sind, um die effektive Durchschnittsintensität Itotal = (I&sub1;²+I&sub2;²+I&sub3;²)½ der Gesamtzahl von Differenzdatensätze für jede Bildgeneration zu liefern.

24. Einrichtung nach einem der Ansprüche 16 bis 20, wobei ferner Mittel vorgesehen sind zum Einstellen der Zeitdauer (Tg) von jedem Gradientenpuls, um für die Bildgebung, ohne Alias-Effekt, den Bereich von Fluidströmungsgeschwindigkeiten in der Probe anzunehmen.

25. Einrichtung nach einem der Ansprüche 16 bis 20, wobei die Mittel (b) ferner ein Hochfrequenz (RF) Magnetfeld (20) aufweisen, das an die Probe mit ausreichender Energie angelegt ist, um die Nettomagnetisierung der Kernspins um einen Winkel zu nutieren, der im wesentlichen gleich 90º ist.

26. Einrichtung nach Anspruch 25, wobei die Nutation der Spins im wesentlichen nur in dem gewählten Probenabschnitt auftritt, und ferner Mittel vorgesehen sind zum Anlegen eines Magnetfeldgradienten (22a) in der ersten Richtung während des Anlegens des RF Magnetfeldes an die Probe.

27. Einrichtung nach Anspruch 25 oder 26, wobei das RF Magnetfeld als ein gepulstes Signal mit einer sin(x)/x Hüllform angelegt ist.

28. Einrichtung nach einem der Ansprüche 16 bis 18, wobei die Mittel (c) ferner ein RF Magnetfeld (24) aufweisen, um die Spins der nutierten Kerne zu refokussieren, bevor die Strömungs-kodierenden Gradientenmagnetfeldpulse (28, 30) angelegt werden.

29. Einrichtung nach Anspruch 28, wobei die Refokussierungsmittel Mittel enthalten zum Anlegen eines Magnetfeldgradienten (26) in der ersten Richtung, während das RF Magnetfeld (24) an die Probe und mit ausreichender RF Energie angelegt ist, um die Nettomagnetisierung der Kernspins um einen Winkel zu nutieren, der im wesentlichen gleich 180º ist.

30. Einrichtung nach einem der Ansprüche 16 bis 29, wobei die Probe ein Teil der menschlichen Anatomie ist und ferner Mittel vorgesehen sind Steuern des Beginns von jeder Sequenz in bezug auf einen bezeichneten Punkt in dem Herzzyklus der menschlichen Probe.