DE4125309A1 - Verfahren und nmr-system zur stroemungsmessung - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich auf Verfahren und Systeme zur Abbildung mittels Kern - Spin - Resonanz (Englisch "NMR", Nuclear Magnetic Resonance). Insbesondere betrifft die Erfindung ein Verfahren und ein System zum Erzeugen von NMR-Bildern von strömenden oder sich bewegenden Objekten.

Jeder Kern, der ein magnetisches Moment besitzt, versucht, sich selbst mit der Richtung des Magnetfeldes, in welchem er angeordnet ist, auszurichten. Dabei präzessiert der Kern jedoch um diese Richtung mit einer charakteristischen Win­ kelfrequenz (Larmorfrequenz), die von der Stärke des Magnetfeldes und von den Eigenschaften der besonderen Kern­ spezies (der gyromagnetischen Konstante γ des Kerns) abhän­ gig ist. Kerne, bei denen diese Erscheinung auftritt, wer­ den hier als "Spins" bezeichnet.

Wenn eine Substanz wie menschliches Gewebe einem homogenen Magnetfeld (polarisierenden Feld B₀) ausgesetzt wird, ver­ suchen die einzelnen magnetischen Momente der Spins in dem Gewebe, sich mit diesem polarisierenden Feld auszurichten, präzessieren aber um dasselbe in willkürlicher Ordnung mit ihrer charakteristischen Larmorfrequenz. Ein magnetisches Gesamtmoment M_z wird in der Richtung des polarisierenden Feldes erzeugt, aber die willkürlich ausgerichteten magne­ tischen Komponenten in der rechtwinkeligen oder transversa­ len Ebene (x-y-Ebene) heben einander auf. Wenn jedoch die Substanz oder das Gewebe einem Magnetfeld ausgesetzt wird (Anregungsfeld B₁), das in der x-y-Ebene und nahe der Lar­ morfrequenz ist, kann das ausgerichtete Gesamtmoment M_z in die x-y-Ebene gedreht oder "gekippt" werden, um ein trans­ versales magnetisches Gesamtmoment M_t zu erzeugen, das sich in der x-y-Ebene mit der Larmorfrequenz dreht oder schnell dreht. Der Grad, bis zu welchem das magnetische Gesamtmo­ ment M_z gekippt wird, und daher die Größe des transversalen magnetischen Gesamtmoments M_t hängt hauptsächlich von der Länge der Zeit und von der Größe des aufgebauten Anregungs­ feldes B₁ ab.

Der praktische Wert dieser Erscheinung liegt in dem Signal, das durch die angeregten Spins emittiert wird, nachdem das Anregungssignal B₁ aufgehört hat. In einfachen Systemen in­ duzieren die angeregten Spins ein oszillierendes Sinus­ schwingungssignal in einer Empfangsspule. Die Frequenz die­ ses Signals ist die Larmorfrequenz, und seine Anfangsampli­ tude A₀ wird durch die Größe des transversalen magnetischen Moments M_t bestimmt. Die Amplitude A des Emissionssignals zerfällt exponentiell über der Zeit t:

A = A₀ e^-t/T*₂

Die Zerfallskonstante 1/T*₂ hängt von der Homogenität des Magnetfeldes und von der sogenannten "Spin-Spin-Relaxa­ tion"- oder "Transversale Relaxation"-Konstante T₂ ab. Die Konstante T₂ ist umgekehrt proportional zu der exponentiel­ len Geschwindigkeit, mit der die ausgerichtete Präzession der Spins nach der Beendigung des Anregungssignals B₁ in einem vollkommen homogenen Feld dephasieren wird.

Ein weiterer wichtiger Faktor, der zu der Amplitude A des NMR-Signals beiträgt, ist der sogenannte Spin-Gitter-Rela­ xationsprozeß, der durch die Zeitkonstante T₁ gekennzeich­ net ist. Er beschreibt die Erholung (Recovery) des magne­ tischen Gesamtmoments M bis zu dessen Gleichgewichtswert längs der Achse z der magnetischen Polarisation. Die Zeit­ konstante T₁ ist größer als T₂, viel größer in den meisten Substanzen von medizinischem Interesse.

Die NMR-Messungen, die für die Erfindung von besonderer Re­ levanz sind, sind sogenannte "gepulste NMR-Messungen". Sol­ che NMR-Messungen werden in eine Anregungszeitspanne und eine Signalemissionszeitspanne unterteilt. Diese Messungen werden auf zyklische Weise ausgeführt, wobei die NMR-Mes­ sung oft wiederholt wird, um verschiedene Daten während je­ des Zyklus zu akkumulieren oder um die gleiche Messung an verschiedenen Stellen in dem Objekt durchzuführen. Eine große Vielfalt von präparativen Anregungstechniken ist be­ kannt, bei denen ein oder mehrere Anregungsimpulse (B₁) mit sich verändernder Größe, Dauer und Richtung angelegt wer­ den. Diese Anregungsimpulse können ein schmales Frequenz­ spektrum (selektiver Anregungsimpuls) oder ein breites Fre­ quenzspektrum (nichtselektiver Anregungsimpuls), das eine transversale Magnetisierung M_t über einem Bereich von Reso­ nanzfrequenzen erzeugt, haben. Der Stand der Technik ist voll von Anregungstechniken, die dazu bestimmt sind, beson­ dere NMR-Erscheinungen vorteilhaft auszunutzen, und beson­ dere Probleme bei dem NMR-Meßprozeß überwinden.

Wenn mit NMR gearbeitet wird, um Bilder zu erzeugen, wird eine Technik benutzt, um NMR-Signale von bestimmten Stellen in dem Objekt zu erzielen. Üblicherweise wird das abzubil­ dende Gebiet (Gebiet von Interesse) in einer Sequenz von NMR-Meßzyklen abgetastet, die gemäß dem benutzten besonde­ ren Lokalisierverfahren variieren. Der sich ergebende Satz von empfangenen NMR-Signalen wird digitalisiert und verar­ beitet, um das Bild zu rekonstruieren, indem eine von vielen bekannten Rekonstruktionstechniken benutzt wird. Zum Ausführen einer solchen Abtastung ist es selbstverständlich notwendig, NMR-Signale verschiedenen Stellen in dem Objekt zu entlocken. Das wird erreicht, indem Magnetfelder (G_x, G_y und G_z) benutzt werden, die dieselbe Richtung wie das pola­ risierende Feld B₀ haben, aber einen Gradienten längs der x-, y- und z-Achse aufweisen. Durch Steuern der Stärke die­ ser Gradienten während jedes NMR-Zyklus kann die räumliche Verteilung der Spinanregung gesteuert werden, und der Ort der resultierenden NMR-Signale kann identifiziert werden.

NMR-Daten zum Konstruieren von Bildern können gesammelt werden, indem eine von vielen verfügbaren Techniken benutzt wird, wie z. B. Mehrfachwinkel-Projektion-Rekonstruktion und Fourier-Transformation (FT). Üblicherweise beinhalten diese Techniken eine Impulssequenz, die aus mehreren sequentiell realisierten Ansichten aufgebaut ist. Jede Ansicht kann ein oder mehrere NMR-Experimente beinhalten, von denen jedes wenigstens einen HF-Anregungsimpuls und einen Magnetfeld­ gradientenimpuls zum Eincodieren von räumlicher Information in das resultierende NMR-Signal beinhaltet. Bekanntlich kann das NMR-Signal ein freier Anzeigezerfall (Englisch "FID", Free Indication Decay) oder vorzugsweise ein Spinechosignal sein.

Die bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung werden aus­ führlich mit Bezug auf eine Variante der bekannten FT-Tech­ nik beschrieben, die häufig als "Spin Warp" oder Spinver­ drehung bezeichnet wird. Die Spin-Warp-Technik ist ausführ­ lich in einem Aufsatz mit dem Titel "Spin Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging" von W.A. Edelstein et al., Physics in Medicine and Biology, Band 25, S. 751-756 (1980), beschrieben.

Bei der Spin-Warp-Technik wird, kurz gesagt, ein amplitu­ denvariabler Phasencodiermagnetfeldgradientenimpuls vor der Erfassung von NMR-Spinechosignalen zum Phasencodieren von räumlicher Information in der Richtung dieses Gradienten benutzt. Zum Beispiel wird bei einer zweidimensionalen Aus­ führung (2DFT) räumliche Information in einer Richtung durch einen Phasencodiergradienten (G_y) längs dieser Rich­ tung codiert und dann ein Spinechosignal in Gegenwart eines Ablesemagnetfeldgradienten (G_x) in einer zu der Phasenco­ dierrichtung orthogonalen Richtung erfaßt. Der Ablesegradi­ ent, der während der Spinechoerfassung vorhanden ist, co­ diert räumliche Information in der orthogonalen Richtung. In einer üblichen 2DFT-Impulssequenz wird die Größe des Phasencodiergradientenimpulses G_y in der Sequenz von An­ sichten während der Abtastung inkrementiert (ΔG_y), um einen Satz von NMR-Daten zu erzeugen, aus dem ein gesamtes Bild rekonstruiert werden kann.

Es gibt eine Anzahl von bekannten NMR-Techniken zum Messen der Bewegung oder Strömung von Spins innerhalb des interes­ sierenden Gebiets. Zu diesen gehört die "Laufzeit"-Methode, bei der ein Bolus von Spins angeregt wird, wenn er an einem bestimmten stromaufwärtigen Ort vorbeiströmt, und der Zu­ stand der resultierenden transversalen Magnetisierung wird an einem stromabwärtigen Ort untersucht, um die Geschwin­ digkeit des Bolus zu bestimmen. Diese Methode wird seit vielen Jahren benutzt, um eine Strömung in Rohren zu mes­ sen, und ist in jüngerer Zeit benutzt worden, um die Blutströmung in menschlichen Gliedern zu messen. Beispiele dieser Methode sind in den US-Patenten 35 59 044, 31 91 119, 34 19 793 und 47 77 957 beschrieben.

Eine zweite Strömungsmeßtechnik ist die Einströ­ mung/Ausströmung-Methode, bei der die Spins in einem ein­ zelnen, örtlich begrenzten Volumen oder in einer Scheibe angeregt werden und die Änderung in der resultierenden transversalen Magnetisierung kurze Zeit später überprüft wird, um die Effekte von angeregten Spins zu messen, die aus dem Volumen oder der Scheibe herausgeströmt sind, und die Effekte von anders angeregten Spins, die in das Volumen oder die Scheibe eingeströmt sind. Beispiele dieser Methode sind in den US-Patenten 45 74 239, 45 32 473 und 45 16 582 beschrieben.

Eine dritte Technik zum Messen der Bewegung oder Strömung macht von der Tatsache Gebrauch, daß ein NMR-Signal, das durch Spins erzeugt wird, die durch einen Magnetfeldgradi­ enten strömen, eine Phasenverschiebung aufweist, die pro­ portional zur Geschwindigkeit ist. Bei einer Strömung, die während des Meßzyklus eine ungefähr konstante Geschwindig­ keit hat, ist die Phasenänderung des NMR-Signals durch fol­ gende Gleichung gegeben:

ΔΦ = γM₁v (1)

wobei M₁ das erste Moment des Magnetfeldgradienten, γ das gyromagnetische Verhältnis und v die Geschwindigkeit der Spins ist. Zum Eliminieren von Fehlern in dieser Messung aufgrund von Phasenverschiebungen, die durch andere Quellen verursacht werden, ist es übliche Praxis, die Messung we­ nigstens zweimal mit verschiedenen Magnetfeldgradientenmo­ menten auszuführen, wie es in dem US-Patent 46 09 872 be­ schrieben ist. Die Phasendifferenz an irgendeiner Stelle zwischen den beiden Messungen ist dann durch folgende Glei­ chung gegeben:

ΔΦ = γΔM₁v (2)

Durch Ausführen von zwei vollständigen Abtastungen mit ver­ schiedenen Magnetfeldgradientenmomenten und Subtrahieren der gemessenen Phasen in dem rekonstruierten Bild an jeder Stelle in den erfaßten Datenmatrizen wird eine Phasenkarte erstellt, die eine genaue Messung der Geschwindigkeit von sich konstant bewegenden Spins ist.

Eine vollständige Abtastung umfaßt, wie oben dargelegt, viele Ansichten, jede mit einem etwas anderen Positionsco­ diermagnetfeldgradientenimpuls. Zum Beispiel hat bei der Spin-Warp-Impulssequenz jede Ansicht eine andere Phasenco­ diergradientenimpulsamplitude, und eine vollständige Abta­ stung wird ausgeführt durch Erstellen einer Reihe von sol­ chen Ansichten. Damit das oben beschriebene Geschwindig­ keitsabbildungsverfahren richtig funktioniert, muß die vor­ handene Geschwindigkeit während der gesamten Abtastung im wesentlichen konstant sein. Im Menschen ist das jedoch nicht der Fall, weil Blut als Funktion des Herzzyklus pul­ sierend fließt und die Geschwindigkeit von Ansicht zu An­ sicht während der Abtastung unterschiedlich ist. Solche Veränderungen der Spingeschwindigkeit werden Phasenver­ schiebungen erzeugen, die zur Erzeugung von Bildarteffekten führen, sofern keine Vorsichtsmaßnahmen getroffen werden. Solche Vorsichtsmaßnahmen beinhalten ein Herzsteuerverfah­ ren, wie es in dem US-Patent 47 51 462 beschrieben ist, oder eine schnelle Abtasttechnik, wie sie in dem US-Patent 47 10 717 beschrieben ist. Beide Verfahren erfordern jedoch eine ziemlich lange Datenerfassungszeit.

Die oben angegebene Gleichung (2) ist nur genau, wenn alle Spins innerhalb jedes Volumenelements oder Voxels sich mit derselben konstanten Geschwindigkeit bewegen. Leider ist es bei der medizinischen Abbildung fast immer der Fall, daß das interessierende Feld sowohl stationäre als auch bewegte Spins enthält und daß die Geschwindigkeitsmessungen durch die stationären Spins verzerrt werden. Eine bekannte Lösung für dieses Problem besteht darin, Phasenmessungen mit vielen unterschiedlichen Magnetfeldgradientenmomenten durchzuführen und eine Fourier-Transformation in bezug auf diese Messungen vorzunehmen. Diese "MR-Doppler"-Prozedur ergibt zwar eine Geschwindigkeitsverteilung der Spins in jedem Voxel, sie erfordert jedoch beträchtlich mehr Zeit zum Sammeln der Daten.

Die Erfindung schafft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen der gewichteten Durchschnittsgeschwindigkeit von bewegten Spins, die mit stationären Spins vermischt sind. Insbesondere beinhaltet die Erfindung Durchführen einer NMR-Messung mit einem Referenzmagnetfeldgradientenmoment und Speichern des resultierenden NMR-Signals S₁, Durchfüh­ ren einer zweiten NMR-Messung mit einem Magnetfeldgradien­ tenmoment, das um ΔM₁ inkrementiert ist, und Speichern des resultierenden NMR-Signals S₂, Durchführen einer dritten NMR-Messung mit einem Magnetfeldgradientenmoment, das um -ΔM₁ inkrementiert ist, und Speichern des resultierenden NMR-Signals S₃, Berechnen der Differenz (S₁-S₂) zwischen dem ersten und zweiten NMR-Signal S₁ und S₂, Berechnen der Differenz (S₁-S₃) zwischen dem ersten und dritten NMR-Si­ gnal S₁ und S₃, Berechnen des komplexen Verhältnisses (R) der Differenzen (S₁-S₂) und (S₁-S₃) und Berechnen der Geschwindigkeit der bewegten Spins durch Divideren der Phase des komplexen Verhältnisses R durch einen Wert, der zu der Änderung des Magnetfeldgradientenmoments ΔM₁ und zu dem gyromagnetischen Verhältnis γ der Spins proportional ist.

Es ist ein allgemeines Ziel der Erfindung, die gewichtete Durchschnittsgeschwindigkeit der bewegten Spins ohne die Ungenauigkeiten zu messen, die durch das Vorhandensein von stationären Spins verursacht werden. Statt zwei NMR-Messun­ gen durchzuführen und die Geschwindigkeit aus den Phasen­ differenzen zu berechnen, werden gemäß der Erfindung eine Reihe aus drei NMR-Messungen und ein Satz von Berechnungen durchgeführt, bei denen die Geschwindigkeit auf der Basis von Phasendifferenzen, die nur durch die bewegten Spins verursacht werden, gemessen wird. Infolgedessen werden die Ungenauigkeiten, die verursacht werden, indem die Nullge­ schwindigkeit von großen Zahlen von stationären Spins in das Ergebnis hineingemittelt wird, eliminert.

Weiter ist es Ziel der Erfindung, eine pulsierende Strömung ohne die Notwendigkeit von Herzsteuermethoden genau zu mes­ sen und abzubilden. Die drei Messungen können in schneller Folge für jede Ansicht der Abtastung durchgeführt werden, so daß die Geschwindigkeit der Spins während jeder Ansicht im wesentlichen unverändert bleiben wird.

Ferner ist es Ziel der Erfindung, die Genauigkeit von NMR- Geschwindigkeitsmessungen zu verbessern, ohne die Abtast­ zeit übermäßig zu verlängern. Eine herkömmliche Geschwin­ digkeitsmeßsequenz verlangt wenigstens zwei separate Mes­ sungen, wogegen die Erfindung eine dritte verlangt. Die Ab­ tastzeit für jede Messung ist im wesentlichen dieselbe, so daß die Erfindung eine Zunahme von 50% der Gesamtabtastzeit verursacht. Das ist wesentlich weniger als die Abtastzeit, die MR-Doppler-Techniken verlangen.

Die Erfindung ermöglicht, die Strömung von bewegten Spins in Gegenwart von stationären Spins genau und schnell zu messen. Der erste Schritt besteht darin, eine Referenzmes­ sung durchzuführen, die ein NMR-Signal S₁ ergibt, d. h.:

S₁ = S_s + S_m (3)

wobei S_s das komplexe Signal ist, das durch stationäre Spins erzeugt wird, und S_m das komplexe Signal ist, das durch bewegte Spins erzeugt wird, einschließlich jeder Pha­ senverschiebung zwischen statischen und bewegten Spins auf­ grund von Inhomogenitäten in den Magnetfeldern.

Dann wird eine zweite Messung mit einem geschwindigkeits­ sensibilisierenden Magnetfeldgradienten durchgeführt, der ein inkrementiertes erstes Moment hat, das gleich ΔM₁ ist. Das resultierende Signal S₂ lautet folgendermaßen:

S₂ = S_s + S_me^{i Φ} (4)

wobei
Φ = γΔM₁v;
V = Geschwindigkeit der bewegten Spins;
γ = gyromagnetisches Verhältnis der Spins; und
ΔM1 = Inkrement des ersten Moments des Magnetfeldgradienten.

Danach wird eine dritte Messung durchgeführt mit einem ge­ schwindigkeitssensibilisierenden Magnetfeldgradienten, der ein inkrementelles erstes Moment hat, das gleich -ΔM₁ ist. Das resultierende Signal S₃ lautet folgendermaßen:

S₃ = S_s + S_me^{-i Φ} (5)

Die Differenz zwischen S₁ und S₂ sowie S₁ und S₃ wird dann berechnet und kann folgendermaßen ausgedrückt werden:

S₁ - S₂ = S_m [1 - e^{i Φ}] (6)

S₁ - S₃ = S_m [1 - e^{-i Φ}] (7)

Der negative Wert des komplexen Verhältnisses dieser beiden Differenzen wird dann berechnet und lautet:

Dieses Verhältnis reduziert sich auf folgende Gleichung, wenn auf und unter dem Bruchstrich mit (1-e^{i Φ}) multipli­ ziert wird:

wobei wir die Tatsache ausgenutzt haben, daß gilt e^{i Φ}=cos (Φ)+isin (Φ). Der Arcustangens von R ist somit gleich der inkrementellen Phasenverschiebung, die durch die bewegten Spins erfolgt, oder mit anderen Worten:

Diese Phase kann berechnet werden als der Arcustangens des Verhältnisses des Imaginärteils von -(S₁-S₂)/(S₁-S₃) zu dem Realteil desselben Ausdrucks. Das Dividieren des be­ rechneten Werts von Φ durch γΔM₁ ergibt einen Wert für die Geschwindigkeit der bewegten Spins, die gleich der gewich­ teten Durchschnittsgeschwindigkeit der bewegten Spins ist, unbeeinflußt durch die stationären Spins. Der Arcustangens von Gleichung (10) ist vorzugsweise ein Vier-Quadranten-Ar­ custangens wie ATAN2 in der Computersprache FORTRAN.

Noch ein weiteres Ziel der Erfindung ist es, ein verein­ fachtes und schnelles Verfahren zum Messen der Geschwindig­ keit in einem Gefäß zu schaffen. Durch Ausführen von drei Messungen bei einem bestimmten Phasencodierwert und Ausfüh­ ren einer eindimensionalen Fourier-Transformation in der Ableserichtung kann die Geschwindigkeit an einem bestimmten Ort berechnet werden. Wenn dieser Ort dem Ort eines Blutge­ fäßes entspricht, kann die Geschwindigkeit des Blutes in dem Gefäß schnell berechnet werden, indem die Erfindung be­ nutzt wird.

Darüber hinaus ist es Ziel der Erfindung, ein Verfahren zu schaffen zum Erzeugen von NMR-Daten, aus denen ein herkömm­ liches Bild rekonstruiert werden kann und aus denen die Ge­ schwindigkeit von bewegten Spins an jeder Stelle in dem Bild berechnet werden kann.

Die vorstehenden und andere Ziele und Vorteile der Erfin­ dung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung. In der Beschreibung wird auf die beigefügten Zeichnungen Bezug ge­ nommen, die einen Teil derselben bilden und in welchen zu Veranschaulichungszwecken eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung dargestellt ist. Diese Ausführungsform reprä­ sentiert nicht notwendigerweise den vollen Umfang der Er­ findung, der sich vielmehr aus den Patentansprüchen ergibt.

Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung wird nun un­ ter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen näher be­ schrieben. Es zeigen

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines NMR-Systems, bei dem die Erfindung benutzt wird,

Fig. 2 ein elektrisches Blockschaltbild des Sen­ ders/Empfängers, der Teil des NMR-Systems nach Fig. 1 ist,

Fig. 3 die Fig. 3A-3D graphische Darstellungen der NMR-Impulssequenzen, die benutzt wer­ den, um Daten zum Erzeugen eines Ge­ schwindigkeitsbildes zu erfassen,

Fig. 4 eine bildliche Darstellung, wie ein Ge­ schwindigkeitsbild aus NMR-Daten rekon­ struiert wird, die unter Verwendung von Impulssequenzen nach Fig. 3 erfaßt worden sind, und

Fig. 5 eine bildliche Darstellung eines alterna­ tiven Verfahrens zum Rekonstruieren eines Bildes aus den erfaßten NMR-Daten.

Fig. 1 zeigt in Form eines Blockschaltbildes die Hauptkom­ ponenten eines bevorzugten NMR-Systems, das die Erfindung aufweist und von General Electric Company unter dem Waren­ zeichen "SIGNA" vertrieben wird. Der gesamte Betrieb des Systems steht unter der Steuerung eines Host Computer Sy­ stems, das insgesamt mit 100 bezeichnet ist und einen Hauptcomputer 101 enthält (einen Data General MV4000). Der Computer 100 enthält eine Schnittstelle 102, über die meh­ rere Peripheriegeräte des Computers und andere NMR-System­ komponenten an den Hauptcomputer 101 angeschlossen sind. Zu den Computerperipheriegeräten gehören ein Magnetbandlauf­ werk 104, das unter der Leitung des Hauptcomputers 101 be­ nutzt werden kann, um Patientendaten und Bilddaten auf Band zu archivieren. Verarbeitete Patientendaten können außerdem in einem Bildplattenspeicher 110 gespeichert werden. Ein Gruppen- oder Arrayprozessor 106 wird zur Vorverarbeitung von erfaßten NMR-Daten und zur Bildrekonstruktion benutzt. Die Aufgabe eines Bildprozessors 108 ist es, eine interak­ tive Bildanzeigemanipulation wie Vergrößerung, Bildver­ gleich, Grauwerteinstellung und Echtzeitdatenanzeige vorzu­ nehmen. Das Computersystem 100 enthält außerdem eine Ein­ richtung zum Speichern von rohen NMR-Daten (d. h. vor der Bildkonstruktion), in der ein Plattenspeichersystem 112 be­ nutzt wird. Eine Bedienerkonsole 116 ist ebenfalls mit dem Hauptcomputer 101 über die Schnittstelle 102 verbunden und ermöglicht dem Bediener, Daten einzugeben, die für eine Pa­ tientenstudie pertinent sind, sowie zusätzliche Daten, die für den richtigen Betrieb des NMR-Systems notwendig sind, wie z. B. Kalibrieren, Initiieren und Beenden von Abtastun­ gen. Die Bedienerkonsole wird außerdem benutzt, um Bilder anzuzeigen, die auf Platte oder Magnetband gespeichert sind.

Das Computersystem 100 steuert das NMR-System mittels einer Systemsteuerung 118 und eines Gradientenverstärkersystems 128. Unter der Leitung eines gespeicherten Programms kommu­ niziert der Computer 100 mit der Systemsteuerung 118 über ein serielles Kommunikationsnetzwerk 103 (z. B. das Ether­ net-Netzwerk) auf bekannte Weise. Die Systemsteuerung 118 enthält außerdem mehrere Untersysteme wie einen Pulssteuer­ modul (PCM) 120, einen Hochfrequenz-Sender/Empfänger 122, einen Statussteuermodul (SCM) 124 und insgesamt mit 126 be­ zeichnete Stromversorgungen. Der Pulssteuermodul 120 be­ nutzt Steuersignale, die unter der Programmsteuerung durch den Hauptcomputer 101 erzeugt worden sind, um digitale Wel­ lenformen zu erzeugen, welche die Gradientenspulenanregung steuern, sowie HF-Hüllwellenformen, die in dem Sen­ der/Empfänger 122 zum Modulieren der HF-Anregungsimpulse benutzt werden. Die Gradientenwellenformen werden an das Gradientenverstärkersystem 128 angelegt, das aus G_x-, G_y­ und G_z-Verstärkern 130, 132 bzw. 134 besteht. Jeder Ver­ stärker 130, 132 und 134 wird benutzt, um eine entspre­ chende Gradientenspule in einer mit 136 bezeichneten Bau­ gruppe anzuregen, die Teil der Magnetbaugruppe 146 ist. Wenn die Gradientenspulen erregt sind, erzeugen sie die Ma­ gnetfeldgradienten G_x, G_y bzw. G_z.

Die Gradientenmagnetfelder werden in Kombination mit Hoch­ frequenzimpulsen, die durch den Sender/Empfänger 122, einen HF-Verstärker 123 und eine HF-Spule 138 erzeugt werden, be­ nutzt, um räumliche Information in die NMR-Signale einzuco­ dieren, die aus dem Gebiet des Patienten, das untersucht wird, stammen. Die Wellenformen und Steuersignale, die durch den Pulssteuermodul 120 erzeugt werden, werden durch das Sender/Empfänger-Untersystem 122 zur HF-Trägermodula­ tion und zur Betriebsartensteuerung benutzt. In der Sendebetriebsart gibt der Sender ein Hochfrequenzsignal an einen HF-Leistungsverstärker 123 ab, der dann die HF-Spulen 138 erregt, welche sich innerhalb der Hauptmagnetbaugruppe 146 befinden. Die NMR-Signale, die durch den angeregten Spin in dem Patienten abgestrahlt werden, werden durch die­ selbe oder durch eine andere als die zum Senden benutzte HF-Spule erfaßt. Die Signale werden in dem Empfängerab­ schnitt des Senders/Empfängers 122 detektiert, verstärkt, demoduliert, gefiltert und digitalisiert. Die verarbeiteten Signale werden über eine zugewiesene, unidirektionale, di­ gitale Hochgeschwindigkeitsverbindung 105, welche die Schnittstelle 102 und den Sender/Empfänger 122 verbindet, zu dem Hauptcomputer 101 übertragen.

Der Pulssteuermodul 120 und der Statussteuermodul 124 sind unabhängige Untersysteme, die beide mit dem Hauptcomputer 101, mit peripheren Systemen wie einem Patientenpositio­ niersystem 152 sowie mit einander über eine serielle Über­ mittlungsverbindung 103 kommunizieren. Der Pulssteuermodul 120 und der Statussteuermodul 124 bestehen jeweils aus ei­ nem 16-Bit-Mikroprozessor (z. B. Intel 8086) zum Verarbeiten von Befehlen aus dem Hauptcomputer 101. Der Statussteuermo­ dul 124 enthält eine Einrichtung zum Erfassen von Informa­ tion über die Patientenwiegeposition und die Position des beweglichen Patientenausrichtlichtfächerbündels (nicht dar­ gestellt). Diese Information wird durch den Hauptcomputer 101 benutzt, um Bildanzeige- und -rekonstruktionsparameter zu modifizieren. Der Statussteuermodul 124 initiiert außer­ dem Funktionen wie die Betätigung der Patiententransport- und -ausrichtsysteme.

Die Gradientenspulenbaugruppe 136 und die HF-Sende- und -Empfangsspulen 138 sind in der Bohrung des benutzten Magne­ ten befestigt, um das polarisierende Magnetfeld zu erzeu­ gen. Der Magnet bildet einen Teil der Hauptmagnetbaugruppe, die ein Patientenausrichtsystem 148, eine Ausrichtspulen­ stromversorgung 140 und eine Hauptmagnetstromversorgung 142 enthält. Die Hauptstromversorgung 142 wird benutzt, um das polarisierende Feld, das durch den Magneten erzeugt wird, auf die richtige Betriebsstärke von 1,5 Tesla zu bringen, und wird dann abgeschaltet.

Zum Minimieren der Störung durch äußere Quellen sind die Komponenten des MNR-Systems, zu denen der Magnet, die Gra­ dientenspulenbaugruppe und die HF-Sende- und -Empfangsspu­ len sowie die Patientenhandhabungsvorrichtungen gehören, in einen HF-abgeschirmten Raum 144 eingeschlossen. Die Ab­ schirmung erfolgt im allgemeinen durch ein Kupfer- oder Aluminiumgitternetzwerk, welches den gesamten Raum um­ schließt. Das Gitternetzwerk dient zum Einschließen der durch das System erzeugten HF-Signale und zum Abschirmen des Systems vor außerhalb des Raums erzeugten HF-Signalen.

Gemäß den Fig. 1 und 2 enthält der Sender/Empfänger 122 Komponenten, die das HF-Anregungsfeld B₁ über den Lei­ stungsverstärker 123 an einer Spule 138A erzeugen, und Kom­ ponenten, welche das resultierende NMR-Signal empfangen, das in einer Spule 138B induziert wird. Die Grund- oder Trägerfrequenz des HF-Anregungsfeldes wird durch einen Fre­ quenzsynthesizer 200 erzeugt, der einen Satz von Digitalsi­ gnalen über die Übermittlungsverbindung 103 aus dem Haupt­ computer 101 empfängt. Diese Digitalsignale geben die Fre­ quenz an, die an einem Ausgang 201 mit einer Auflösung von einem Hertz zu erzeugen ist. Dieser befohlene HF-Träger wird an einem Modulator 202 angelegt, wo er aufgrund von Signalen, die über eine Leitung 203 empfangen werden, fre­ quenz- und amplitudenmoduliert wird, und das resultierende HF-Anregungssignal wird auf ein Steuersignal hin, das aus dem Pulssteuermodul 120 über eine Leitung 204 empfangen wird, ein- und ausgeschaltet. Die Größe des HF-Anregungsim­ pulsausgangssignals auf einer Leitung 205 wird durch eine Sendedämpfungsschaltung 206 gedämpft, die ein Digitalsignal aus dem Hauptcomputer 101 über die Übermittlungsverbindung 103 empfängt. Die gedämpften HF-Anregungsimpulse werden an den Leistungsverstärker 123 angelegt, der die HF-Sendespule 138A speist.

Weiter wird gemäß den Fig. 1 und 2 das NMR-Signal, das durch die angeregten Spins in dem Patienten erzeugt wird, durch die Empfängerspule 138B aufgenommen und an den Ein­ gang eines Empfängers 207 angelegt. Der Empfänger 207 ver­ stärkt das NMR-Signal, und dieses wird in einem Ausmaß ge­ dämpft, welches durch ein digitales Dämpfungssignal be­ stimmt wird, das aus dem Hauptcomputer 101 über die Verbin­ dung 103 empfangen wird. Der Empfänger 207 wird durch ein Signal auf einer Leitung 208 aus dem Pulssteuermodul 120 ebenfalls ein- und ausgeschaltet, so daß das NMR-Signal nur in den Zeitintervallen erfaßt wird, die die besondere Er­ fassung, welche ausgeführt wird, verlangt.

Das empfangene NMR-Signal wird durch einen Phasenschieber­ detektor 209 demoduliert, so daß zwei Signale I und Q er­ zeugt werden, die über Anti-Aliasing-Filter (d. h. Filter zur Verhinderung von Faltungsfrequenzen) 216 und 217 an zwei gemeinsam mit 218 bezeichnete A/D-Wandler angelegt werden. Der Phasenschieberdetektor 209 empfängt außerdem ein HF-Referenzsignal aus einem zweiten Frequenzsynthesizer 210, welches durch den Phasenschieberdetektor 209 benutzt wird, um die Amplitude derjenigen Komponente des NMR-Si­ gnals zu erfassen, das mit dem HF-Referenzsignal (Signal I) in Phase ist, und die Amplitude derjenigen Komponente des NMR-Signals, die dazu um 90° phasenverschoben ist (Signal Q).

Die Komponenten I und Q des empfangenen NMR-Signals werden durch die A/D-Wandler 218 während der gesamten Erfassungs­ zeitspanne mit einer Abtastfrequenz von 32 kHz ständig ab­ getastet und digitalisiert. Ein Satz von 256 Digitalzahlen wird für jede I- und Q-Komponente des NMR-Signals gleich­ zeitig erfaßt, und diese Digitalzahlen werden dem Hauptcom­ puter 101 über die serielle Verbindung 105 übermittelt. Je­ des Abtastprobenpaar wird als eine komplexe Zahl I+iQ auf­ gefaßt.

Das NMR-System nach Fig. 1 führt eine Reihe von Impulsse­ quenzen aus, um ausreichend NMR-Daten zum Rekonstruieren des gewünschten Geschwindigkeitsbildes zu sammeln. Gemäß Fig. 3A ist die erste Impulssequenz eine herkömmliche Gra­ dientenechosequenz erster Ordnung mit dem Moment null, in der ein selektiver HF-Anregungsimpuls 300 an den Patienten in Gegenwart eines G_z-Scheibenauswählgradientenimpulses 301 angelegt wird. Der Anregungsimpuls 300 hat einen Kippwinkel α, wobei α einen üblichen Wert von 30° hat. Zum Kompensie­ ren der FID hinsichtlich der Phasenverschiebungen, die durch den Scheibenauswählgradientenimpuls 301 verursacht werden, und zum Endsensibilisieren der FID auf die Ge­ schwindigkeit längs der z-Achse werden ein negativer G_z- Gradientenimpuls 304 gefolgt von einem positiven G_z-Gradi­ entenimpuls 305 durch die G_z-Gradientenspulen erzeugt. Zum Beispiel eine Lösung besteht darin, einen Impuls 304 der­ selben Breite, aber entgegengesetzten Vorzeichens als den Impuls 301 zu benutzen, wobei der Impuls 305 die Hälfte der Breite und dieselbe Höhe wie der Impuls 301 hat. Die Im­ pulse 304 und 305 kompensieren zwar die Geschwindigkeit längs der Z-Achse, dem Fachmann sind jedoch komplexere Gra­ dientenwellenformen zum Kompensieren von Beschleunigung und von sogar noch höheren Ordnungen der Bewegung bekannt.

Zum Positionskodieren des NMR-Signals 303 wird ein phasen­ codierender Gy-Gradientenimpuls 306 an den Patienten kurz nach dem Anlegen des HF-Anregungsimpulses 300 angelegt. Be­ kanntlich besteht eine vollständige Abtastung aus einer Se­ rie dieser Impulssequenzen, in welcher der Wert des G_y-Pha­ sencodierimpulses über eine Reihe von beispielsweise 256 diskreten Phasencodierwerten abgestuft ist, um die Position der Spins, die das NMR-Signal erzeugen, längs der Y-Achse aufzufinden. Die Position längs der X-Achse wird durch einen G_x-Gradientenimpuls 307 aufgefunden, der erzeugt wird, wenn das NMR-Gradientenechosignal 303 erfaßt wird, und dessen Frequenz das NMR-Signal 303 codiert. Anders als der G_y-Phasencodiergradientenimpuls 306 bleibt der G_x-Lese­ gradientenimpuls 307 während der gesamten Abtastung auf ei­ nem konstanten Wert. Zum Erzeugen des Gradientenechos 303 und zum Entsensibilisieren desselben auf die Geschwindig­ keit längs der X-Achse, werden Gradientenimpulse 308 und 309 vor dem Impuls 307 erzeugt. Es gibt zwar eine Anzahl von bekannten Strategien, um das zu erreichen, eine Lösung besteht jedoch darin, daß der Impuls 309 dieselbe Breite, aber die entgegengesetzte Polarität wie der Impuls 307 hat.

Gemäß der folgenden ausführlicheren Erläuterung werden zum Ausführen der Erfindung drei vollständige Datensätze benö­ tigt, jeden mit einer anderen Strömungsempfindlichkeit längs einer Richtung. In der bevorzugten Ausführungsform werden Daten für die drei Sätze auf verschachtelte Weise erfaßt. Bei dieser Lösung werden drei Messungen mit unter­ schiedlicher Strömungsempfindlichkeit mit einem Wert des Phasencodiergradienten erfaßt. Der Phasencodierwert wird dann geändert, und drei Messungen werden mit diesem neuen Phasencodierwert mit den drei Strömungsempfindlichkeiten durchgeführt. Dieser Prozeß geht weiter, bis alle Phasenco­ dierwerte benutzt worden sind. Die erfaßten Daten werden dann in drei Datensätze umgeordnet, jeden mit einer der drei Strömungsempfindlichkeiten. Diese verschachtelte Lö­ sung wird zwar bevorzugt, weil sie Auswirkungen aufgrund von anderer Bewegung (z. B. der Atembewegung) minimiert, in der folgenden Beschreibung der Erfindung wird jedoch ange­ nommen, daß die drei Datensätze jeweils vollständig erfaßt werden, bevor die nächste Strömungscodierung benutzt wird.

Das NMR-Signal 303 wird durch den System-Sender/Empfänger 122 erfaßt und in eine Reihe von 256 komplexen Zahlen digi­ talisiert, welche in dem Speicher des Hauptcomputers 101 gespeichert werden. Für jeden Wert des G_y-Phasencodiergra­ dienten wird ein NMR-Signal 303 in einer separaten Reihe von 256 komplexen Zahlen erzeugt, erfaßt, digitalisiert und gespeichert. Am Ende der Abtastung ist deshalb eine zweidi­ mensionale (256×256)-Matrix von komplexen Zahlen in dem Computer 101 gespeichert. Diese NMR-Signale, die erzeugt werden, wenn keine Strömungssensibilisierungsgradienten an­ gelegt werden, können in ein herkömmliches NMR-Bild Fou­ rier-transformiert werden. Diese strömungskompensierten Si­ gnale werden hier als Signal S₁ bezeichnet. Die wichtige Tatsache über die NMR-Signale S₁ ist, daß keine zusätzli­ chen geschwindigkeitssensibilisierenden Gradientenmomente in der Impulssequenz enthalten sind. Das ist in Fig. 3A durch den Gradienten G_M dargestellt, der während der ge­ samten ersten Abtastung null ist.

Nachdem das Feld von Signalen S₁ während der ersten Abta­ stung erfaßt worden ist, wird eine zweite Abtastung durch­ geführt, um ein zweites Feld von Signalen S₂ zu erfassen. Die benutzte Impulssequenz ist dieselbe wie die in Fig. 3A gezeigt, mit der Ausnahme, daß der Gradient G_M nun einen Wert hat, der die Signale S₂ auf die Geschwindigkeit längs der Richtung von G_M sensibilisiert. Das ist in Fig. 3B dar­ gestellt, wo G_M eine bipolare Wellenform hat, die aus einem negativen Gradientenimpuls 310 gefolgt von einem positiven Gradientenimpuls 311 besteht. Der Bereich A, der durch je­ den Impuls 310 und 311 definiert ist, ist derselbe, und die Mittelpunkte jedes Gradientenimpulses 310 und 311 sind durch ein Zeitintervall (t) gegenseitig beabstandet. Das inkrementelle Moment (ΔM₁), das durch den G_M-Gradient ge­ liefert wird, ist deshalb ΔM₁ = A x t, und dieses Gradien­ tenmoment ΔM₁ wird nach dem Anlegen des HF-Anregungsimpul­ ses 300 und vor der Erfassung des Signals 303 angelegt. Das Gradientenmoment G_M ist zwar als ein separates Gradienten­ magnetfeld dargestellt, tatsächlich wird es jedoch durch dieselben Spulen erzeugt, die die G_x-, G_y- und G_z-Gradien­ tenfelder erzeugen. Durch Kombinieren von G_x-, G_y- und G_z- Gradientenfeldern mit der richtigen Amplitude kann das Gra­ dientenmoment G_M in jeder Richtung im Raum ausgerichtet werden, um eine Sensibilisierung für eine Strömung in die­ ser Richtung zu schaffen. Zum Beispiel ist es ganz üblich, für eine Strömung in der Scheibenauswählrichtung zu sensi­ bilisieren, wobei in diesem Fall das Gradientenmoment G_M allein durch die G_z-Gradientenspule erzeugt wird.

Nachdem das zweite Feld von NMR-Signalen S₂ erfaßt und ge­ speichert worden ist, wird ein drittes Feld von Signalen S₃ erfaßt. Das erfolgt während einer dritten Abtastung, in welcher die Impulssequenz von Fig. 3A benutzt wird, wobei aber das Gradientenmoment G_M gemäß der Darstellung in Fig. 3C verändert wird, um ein Moment von -ΔM₁ zu erzeugen. Er­ reicht wird das mit Gradientenimpulsen 312 und 313, die identisch sind, in der Richtung aber zu den Gradientenim­ pulsen 310 und 311 entgegengesetzt sind. Nachdem die 256 NMR-Signale S₃ in dem Computer 101 erfaßt und gespeichert worden sind, ist die Datenerfassungsphase abgeschlossen, und es beginnt die Datenverarbeitungsphase.

Dem Fachmann dürfte klar sein, daß viele Variationen in der Datenerfassungsphase der Erfindung möglich sind. Andere NMR-Impulssequenzen können benutzt werden. Darüber hinaus kann, wie oben erwähnt, die Erfassung der drei Datensätze S₁, S₂, und S₃ verschachtelt werden. Zum Beispiel können alle drei Signale S₁, S₂ und S₃ nacheinander für jeden Wert des Phasencodiergradienten G_y erfaßt werden. Außerdem kön­ nen mehrere Sequenzen mit jedem Phasencodiergradienten G_y ausgeführt werden, um das Rauschverhältnis zu verbessern oder Systemfehler zu unterdrücken, wie es in dem US-Patent 44 43 760 beschrieben ist. Es gibt außerdem viele verschie­ dene Möglichkeiten zum Erzeugen des Gradientenmoments ΔM₁ unter Verwendung des Gradienten G_M. Zum Beispiel können die Gradientenimpulse 310-313 anders geformt sein oder sie kön­ nen zeitlich getrennt sein, um das inkrementelle erste Mo­ ment ΔM₁ zu vergrößern. Außerdem ist es möglich, Spinecho­ sequenzen zu verwenden, bei denen 180°-HF-Impulse benutzt werden, um die unerwünschten Effekte von statischen Magnet­ feldinhomogenitäten nachzufokussieren. Wenn 180°-Impulse benutzt werden, wie es dem Fachmann bekannt ist, kann das inkrementelle erste Moment durch Gradientenkeulen derselben Polarität erzeugt werden, die auf entgegengesetzten Seiten des 180°-HF-Impulses plaziert sind. Weiter, die Schlüssel­ unterscheidung zwischen den Impulssequenzen, die benutzt werden, um S₁, S₂ und S₃ zu erzeugen, ist das erste Moment der Gradientenwellenform längs der Richtung, in der die Be­ wegung zu messen ist. In der bevorzugten Ausführungsform wurde der erste Datensatz S₁ mit einer Sequenz mit dem Mo­ ment null erfaßt. Das braucht nicht der Fall zu sein. So­ lange das erste Moment ΔM₁ der Impulssequenz, die benutzt wird, um S₂ zu erfassen, größer als das ist, das benutzt wird um S₁ zu erfassen, und das erste Moment ΔM₁, das be­ nutzt wird, um S₃ zu erfassen, niedriger als das ist, das für S₁ benutzt wird, werden die richtigen Daten erfaßt wer­ den. Außerdem kann die Momentenänderung erreicht werden durch Verändern der Amplitude von vorhandenen Impulsen in der Sequenz, statt daß zusätzliche Impulse eingefügt wer­ den. Selbstverständlich wird zum Erzeugen des entgegenge­ setzten Moments -ΔM₁ die inkrementelle Amplitudenverände­ rung von beiden Gradientenimpulsen in der Polarität umge­ kehrt sein.

Das Verarbeiten der drei Datensätze S₁, S₂ und S₃ zum Zer­ legen jedes Voxels in statische und bewegte Komponenten und zum Erzeugen eines Geschwindigkeitsbildes ist in Fig. 4 dargestellt. Die gesamte Verarbeitung wird in dem Hauptcom­ puter 101 unter der Leitung von Befehlen in einem gespei­ cherten Programm ausgeführt. Die drei Datensätze S₁, S₂ und S₃ von erfaßten NMR-Daten werden als Felder aus 256×256 komplexen Zahlen gespeichert, die durch Blöcke 320, 321 und 322 angegeben sind. Der erste Schritt in dem Verfahren be­ steht darin, eine zweidimensionale, komplexe Fourier-Trans­ formation an jedem dieser Datensätze auszuführen, um die Bilder, die sie darstellen, aus dem k-Raum in den reellen Raum zu transformieren. Das ist dieselbe Transformation, die benutzt wird, um herkömmliche NMR-Bilder zu erzeugen, und die Ergebnisse sind komplexe Bilder S₁′, S₂′ und S₃′, und diese werden in den drei Feldern gespeichert, die durch Blöcke 323-325 dargestellt sind.

Die Differenz zwischen den transformierten Signalen S₁′ und S₂′ wird dann berechnet, und die Ergebnisse werden in einem 256×256-Elemente-Differenzfeld 326 gespeichert. Jedes Element in den S₁′ und S₂′-Feldern 323 und 324 ist eine komplexe Zahl, und die Real- und Imaginärteile jedes Ele­ ments in dem S₂′-Feld 323 werden von den Real- und Ima­ ginärteilen jedes entsprechenden Elements in dem S₁′-Feld 324 subtrahiert, um die Elemente D₁(x,y) in dem Differenz­ feld 326 zu bilden. Eine ähnliche Prozedur wird dann ver­ folgt, um die Differenz zwischen den transformierten S₁′- und S₃′-Signalen zu berechnen und die Elemente D₂ (x,y) in dem 256×256-Elemente-Differenzfeld 327 zu erzeugen.

Die Werte in den Differenzfeldern 326 und 327 werden dann benutzt, um die Elemente eines 256×256-Elemente-Verhält­ nisfeldes 328 zu berechnen. Jedes Element R(x,y) in dem Verhältnisfeld 328 wird berechnet durch Bestimmen des nega­ tiven Wertes des komplexen Verhältnisses der entsprechenden Elemente in den Differenzfeldern 326 und 327.

Der letzte Schritt bei der Verarbeitung besteht darin, die Elemente V(x,y) eines 256×256-Elemente-Geschwindigkeits­ feldes 329 zu berechnen. Das erfolgt durch Dividieren der Phase jedes Elements R(x,y) des Verhältnisfeldes 328 durch einen konstanten Wert wie folgt:

V(x,y) = Phase {R(x,y)}/γΔM₁; (12)

wobei γ das gyromagnetische Verhältnis und ΔM₁ das inkre­ mentelle Magnetfeldgradientenmoment ist. Die Elemente V(x,y) können dann benutzt werden, um ein Bild auf herkömm­ liche Weise durch Abbilden jedes Elements V(x,y) auf ein entsprechendes Pixel in der Anzeige zu erzeugen.

Die Verarbeitungsschritte, die oben beschrieben sind, ge­ statten, jedes Voxel in dem Objekt in statische und bewegte Signalkomponenten zu zerlegen. Wenn, wie weiter oben darge­ legt, die Bewegung in einem Voxel für jede in der Abtastung enthaltene Ansicht nicht konstant ist, werden sich Art­ effekte ergeben. Außerdem wird die Zeitabhängigkeit der Bewe­ gung nicht ohne weiteres zu erkennen sein. Die folgenden Datenverarbeitungsschritte gestatten, die zeitlich verän­ derliche Strömung anhand der erfaßten Daten S₁, S₂ und S₃ zu überprüfen. Wiederum erfolgt die Verarbeitung in dem Hauptcomputer 101 unter der Leitung von Befehlen in einem gespeicherten Programm, wie es in Fig. 5 dargestellt ist. Die drei Datensätze S₁, S₂ und S₃ von erfaßten NMR-Daten werden als Felder aus 256×256 komplexen Zahlen gespei­ chert, die durch Blöcke 520, 521 und 522 dargestellt sind, wobei es sich bei jeder Zeile um die Daten handelt, die für jeden Phasencodierwert erfaßt werden, und wobei es sich bei jeder Spalte um einen Zeitpunkt während der Signalablesung handelt. Eindimensionale Fourier-Transformationen werden an diesen Daten in der Zeilenrichtung ausgeführt, um die k- Raum-Daten (S₁, S₂, und S₃) in Daten in einem Hybridraum umzuwandeln, wo eine Richtung in dem Feld der räumlichen Ableserichtung (reeller Raum) entspricht, wogegen die an­ dere Richtung noch der Phasencodierwert ist (k-Raum).

Die Ergebnisse der eindimensionalen Transformationen werden mit S₁′′, S₂′′ und S₃′′ bezeichnet und in Blöcken 523, 524 und 525 gespeichert. Die komplexe Zahl an einer bestimmten Stelle (x,k_y) enthält Information aus sämtlichen Spins in einer Spalte des Objekts an einer Stelle x, die ihrer hori­ zontalen Lage in dem Block 524 entspricht. Der Beitrag von Spins an anderen Stellen y in der Spalte hat andere rela­ tive Phasenverschiebungen, die durch den benutzten Phasen­ codiergradientenwert verursacht werden. S_s sei das Gesamt­ signal, das aus den statischen Spins in der Spalte empfan­ gen wird, einschließlich der Effekte des Phasencodiergradi­ enten. Ebenso sei S_m das Gesamtsignal aus bewegten Spins. S₁′′(x,k_y) ist deshalb gleich S_s + S_m.

Die komplexe Zahl an derselben Stelle (x,k_y) in S₂′′ enthält auch Information über dieselbe Spalte von Spins und hat auch die Effekte aufgrund der Verwendung des Phasencodier­ gradienten. Der Beitrag aus statischen Spins in der Spalte ist S_s, derselbe wie der in S₁′′, da die Impulssequenzände­ rung (Fig. 3A gegenüber Fig. 3B) keine Auswirkung auf das statische Signal hat. Die bewegten Spins werden jedoch eine inkrementelle Phase von Φ aufgrund des veränderten ersten Moments haben; daher ist der Beitrag von bewegten Spins S_me^{i Φ}, und es gilt

S₂′′(x,k_y) = S_s + S_me^{i Φ}.

Ebenso gilt

S₃′′(x,k_y) = S_s + S_me^{-i Φ}.

Die Durchschnittsgeschwindigkeit der bewegten Spins in je­ der Spalte und bei jeder Phasencodierung kann aus S₁′′, S₂′′ und S₃′′ berechnet werden. Zuerst wird die komplexe Diffe­ renz (S₂′′-S₁′′) berechnet und als D₁′′ in einem Block 526 gespeichert, und die komplexe Differenz (S₃′′-S₁′′) wird berechnet und als D₂′′ in einem Block 527 gespeichert. Das negative komplexe Verhältnis R′ wird folgendermaßen berech­ net:

und wird in einem Block 528 gespeichert. Die Geschwindig­ keit der bewegten Spins in jeder Spalte wird dann folgen­ dermaßen berechnet:

Der Vorteil des Erfassens der NMR-Daten S₁, S₂ und S₃ auf verschachtelte Weise dürfte nun klar sein. Bei dieser ver­ schachtelten Erfassung werden die Ansichten für die drei Datensätze bei demselben Phasencodierwert ungefähr zur sel­ ben Zeit (t_y) erfaßt. Selbst wenn die Geschwindigkeit der Bewegung sich während der Abtastung ändert, sollten diese drei Messungen durchgeführt werden, während sich die Spins mit einer relativ konstanten Geschwindigkeit V(x,t_y) bewe­ gen. Daher repräsentieren die Werte in einem Block 529 die Geschwindigkeit von bewegten Spins in einer Spalte von Spins in einer Position x, die der horizontalen Lage in dem Feld entspricht, und zu einer Zeit t_y während der Abta­ stung, die der vertikalen Position in dem Feld entspricht.

Die Daten, die in den Verarbeitungsschritten erfaßt und be­ nutzt werden, welche in Fig. 5 gezeigt sind, können noch weiter für die Erzeugung von herkömmlichen Bildern und/oder für die Erzeugung von Bildern unter Verwendung des Verfah­ rens nach Fig. 4 benutzt werden.

Die Erfindung kann ausgeführt werden durch die Verwendung von Gradienten, aber ohne die Verwendung einer Abbildung. Zum Beispiel kann die Geschwindigkeitsströmung in einem Rohr, das durch ein statisches Fluid umgeben ist, durch die Verwendung der drei NMR-Sequenzen gemessen werden: eine, S₁, die eine Referenzmessung ergibt, eine zweite, S₂, in der das erste Moment der Gradientenwellenform in der Rich­ tung der Strömung um ΔM₁, erhöht ist, und eine dritte, S₃, in welcher das erste Moment des Gradienten um -ΔM₁ in be­ zug auf das der Bezugsrichtung verringert ist. Die Geschwindigkeit der Strömung v ist dann gegeben durch

Claims (7)

1. Verfahren zum Messen der Strömung von bewegten Spins mit einem NMR-System, gekennzeichnet durch folgende Schritte:
Ausführen eines ersten NMR-Meßzyklus, in welchem die Ma­ gnetfeldgradienten, die durch das NMR-System erzeugt wer­ den, ein erstes Referenzmoment haben und ein NMR-Referenz­ signal S₁ erzeugt wird;
Ausführen eines zweiten NMR-Meßzyklus, in welchem die Ma­ gnetfeldgradienten, die durch das NMR-System erzeugt wer­ den, einen Moment haben, das sich von dem ersten Referenz­ moment um eine inkrementelle Größe ΔM₁ unterscheidet, und ein NMR-Signal S₂ erzeugt wird;
Ausführen eines dritten NMR-Meßzyklus, in welchem die Ma­ gnetfeldgradienten, die durch das NMR-System erzeugt wer­ den, ein erstes Moment haben, das sich von dem ersten Refe­ renzmoment um eine inkrementelle Größe -ΔM₁ unterscheidet, und ein NMR-Signal S₃ erzeugt wird;
Berechnen eines ersten Differenzwertes D₁ zwischen einem aus S₁ gewonnenen Signal und einem aus S₂ gewonnenen Si­ gnal;
Berechnen eines zweiten Differenzwertes D₂ zwischen einem aus S₁ gewonnenen Signal und einem aus S₃ gewonnenen Si­ gnal; und
Berechnen der Strömung der bewegten Spins unter Verwendung der beiden Differenzwerte D₁ und D₂.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Geschwindigkeit der strömenden Spins gemessen wird un­ ter Verwendung von Gradientenimpulsen in dem ersten Meßzy­ klus, die ein erstes Moment haben, das im wesentlichen null ist, und von Gradientenimpulsen in dem zweiten und dritten Meßzyklus, die erste Momente von ΔM₁ bzw. -ΔM₁ haben.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Geschwindigkeit der strömenden Spins bestimmt wird durch Berechnen der negativen Größe des Verhältnisses der Differenzwerte D₁ und D₂ und Dividieren der Phase des Er­ gebnisses durch eine Konstante, die proportional zu dem Wert des ersten Moments ΔM₁ ist.

4. NMR-System zum Messen der Geschwindigkeit von strömenden Spins, gekennzeichnet durch folgende Kombination:
eine Einrichtung zum Anlegen eines polarisierenden Magnet­ feldes an die strömenden Spins;
eine Einrichtung (321; 521) zum Ausführen eines ersten NMR- Meßzyklus, in welchem ein HF-Anregungsfeld an die bewegten Spins angelegt und ein NMR-Referenzsignal S₁ erzeugt wird;
eine Einrichtung (320; 520) zum Ausführen eines zweiten NMR-Meßzyklus, welcher im wesentlichen der gleiche wie der erste NMR-Meßzyklus ist, mit der Ausnahme, daß ein Bewegungscodiermagnetfeldgradient, der ein inkrementelles erstes Moment ΔM₁ hat, an die angeregten bewegten Spins angelegt und ein NMR-Signal S₂ erfaßt wird;
eine Einrichtung (322; 522) zum Ausführen eines dritten NMR-Meßzyklus, der im wesentlichen gleich dem ersten NMR- Meßzyklus ist, mit der Ausnahme, daß ein Bewegungs­ codiermagnetfeldgradient, der ein inkrementelles erstes Mo­ ment -ΔM₁ hat, an die angeregten bewegten Spins angelegt und ein NMR-Signal S₃ erfaßt wird;
eine Einrichtung (326; 526) zum Berechnen der Differenz zwischen einem Signal, das aus S₁ gewonnen wird, und einem Signal, das aus S₂ gewonnen wird, um ein erstes Differenz­ signal D₁ zu erzeugen;
eine Einrichtung (327; 527) zum Berechnen der Differenz zwischen einem aus S₁ gewonnenen Signal und einem aus S₃ gewonnenen Signal, um ein zweites Differenzsignal D₂ zu er­ zeugen; und
eine Einrichtung (329; 529) zum Berechnen der Geschwindig­ keit der bewegten Spins aus den Differenzsignalen D₁ und D₂.

5. NMR-System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zum Berechnen der Geschwindigkeit der be­ wegten Spins aufweist:
eine Einrichtung (328; 528) zum Berechnen der negativen Größe des Verhältnisses zwischen dem ersten Differenzsignal D₁ und dem zweiten Differenzsignal D₂, um ein Verhältnissi­ gnal R zu erzeugen; und
eine Einrichtung (329; 529) zum Berechnen der Geschwindig­ keit der bewegten Spins aus dem Verhältnissignal R.

6. NMR-System nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeich­ net, daß der erste, zweite und dritte Meßzyklus jeweils mehrmals mit anderen Positionscodiermagnetfeldgradienten wiederholt werden, um Sätze von NMR-Signalen S₁, S₂ und S₃ zu erzeugen, und daß ein Satz von Geschwindigkeitswerten berechnet wird; und
daß das NMR-System eine Anzeige aufweist zum Erzeugen eines Bildes aus den berechneten Geschwindigkeitswerten.

7. NMR-System nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung (323, 324, 325; 523, 524, 525) vorgesehen ist zum Ausführen einer Fourier-Transformation an den NMR- Signalen S₁, S₂ und S₃ und daß die Differenzwerte D₁ und D₂ mit den transformierten NMR-Signalen berechnet werden.