DE3485809T2

DE3485809T2 - Messung und abbildung eines fluessigkeitsflusses mittels kernmagnetischer resonanz.

Info

Publication number: DE3485809T2
Application number: DE8484105241T
Authority: DE
Inventors: Felix Werner Wehrli
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1983-05-18
Filing date: 1984-05-09
Publication date: 1993-02-25
Anticipated expiration: 2004-05-10
Also published as: FI841445A0; FI91447C; FI91447B; EP0126381B1; DE3485809D1; JPS6035222A; EP0126381A1; US4532473A; JPH0644006B2; FI841445A; IL71473A0

Description

Hintergrund der Erfindung

Die Erfindung bezieht sich auf Verfahren gemäß dem ersten Teil von Anspruch 1 bzw. 14, die kernmagnetische Resonanztechniken (NMR) zur Messung und Bildgebung einer strömenden Flüssigkeit verwenden. Solch ein Verfahren ist in DE-A-31 30 006 und in den früheren europäischen Patentanmeldungen 1 03 388 bzw. 1 24 016 beschrieben. Die Erfindung ist insbesondere, aber nicht ausschließlich, anwendbar auf die Messung von Blutströmung in medizinischen Diagnoseuntersuchungen. Weiterhin bezieht sich die Erfindung auf eine Einrichtung, wenn geeignet programmiert, zum Ausführen eines derartigen Verfahrens.
Zur Hintergrundinformation sei gesagt, daß kernmagnetische Resonanz in Atomkernen auftritt, die eine ungerade Anzahl von Protonen oder Neutronen besitzen. Aufgrund des Spins der Protonen und Neutronen weist jeder derartige Kern ein magnetisches Moment in der Weise auf, daß, wenn eine aus solchen Kerne zusammengesetzte Probe in einem homogenen, statischen Magnetfeld B&sub0; plaziert wird, eine größere Anzahl der kernmagnetischen Momente sich nach dem Feld ausrichtet, um eine makroskopische Nettomagnetisierung M in der Richtung des Feldes zu erzeugen. Unter dem Einfluß des Magnetfeldes B&sub0; präzessieren die magnetischen Momente mit einer Frequenz um die Achse des Feldes, die von der Feldstärke des angelegten Magnetfeldes und den Charakteristiken der Kerne abhängt. Die Kreispräzessionsfrequenz ω, auch als Larmor-Frequenz bezeichnet, ist durch die Gleichung ω=γB gegeben, wobei γ das gyromagnetische Verhältnis darstellt, das für jedes NMR-Isotop konstant ist und wobei B das auf die Kernspins einwirkende Magnetfeld ist. Es wird somit deutlich, daß die Resonanzfrequenz von der Feldstärke des Magnetfeldes, in dem die Probe plaziert ist, abhängt.
Die Orientierung der Magnetisierung M weist normalerweise in die Richtung des magnetischen Feldes B&sub0;, kann aber durch das Anlegen eines mit der Larmor-Frequenz schwingenden Magnetfeldes gestört bzw. geändert werden. Typischerweise werden solche mit B&sub1; bezeichnete Magnetfelder orthogonal zur Richtung des statischen Magnetfeldes mittels eines HF Pulses von Spulen angelegt, die mit einer HF-Sende-Einrichtung verbunden sind. Die Wirkung des Feldes B&sub1; ist die Drehung der Magnetisierung M um die Richtung des B&sub1;-Felds. Dieses kann am besten verdeutlicht werden, wenn die Bewegung der Magnetisierung M aufgrund des Anlegens eines HF Pulses in einem kartesischen Koordinatensystem betrachtet wird, das mit einer im wesentlichen gleichen Frequenz wie die Resonanzfrequenz w um das Hauptmagnetfeld B&sub0; in der gleichen Richtung wie die Magnetisierung M präzessiert. In diesem Falle ist das B&sub0;- Feld so gewählt, daß es in die Richtung der positiven Z- Achse zeigt, die im rotierenden kartesischen System zur Unterscheidung vom festen Koordinatensystem mit Z' bezeichnet wird. In ähnlicher Weise sind die X- und Y- Achsen mit X' und Y' bezeichnet. Dieses beachtend ist die Wirkung eines HF Pulses dann die Drehung der Magnetisierung M z. B. von ihrer Richtung entlang der positiven Z'-Achse in die durch X'- und Y' definierte Querebene. Ein HF Puls, der entweder eine ausreichende Amplitude oder eine ausreichende Zeitdauer aufweist, um die Magnetisierung M in die Querebene (d. h. 90º zur Richtung des B&sub0;-Feldes) zu drehen, wird zweckmäßig als 90º HF Puls bezeichnet. In ähnlicher Weise wird die Magnetisierung M ihre Richtung von der positiven Z'-Achse in die negative Z'-Achse ändern, wenn für einen rechteckigen Impuls die Amplitude oder Dauer eines HF Pulses so gewählt wird, daß sie doppelt so groß wie die eines 90º-Impulses ist. Dieser Typ eines HF Pulses wird als 180º HF Puls, oder, aus offensichtlichen Gründen, als Invertierungsimpuls bezeichnet. Zu beachten ist, daß ein 90º- oder 180º HF Puls die Magnetisierung M von ihrer Anfangsrichtung um die entsprechende Gradzahl dreht. Weiterhin ist zu beachten, daß nur dann ein NMR-Signal beobachtet wird, wenn die Magnetisierung M eine transversale Nettokomponente (Querkomponente senkrecht zu B&sub0;) in der transversalen Ebene (Querebene) aufweist. Ein 90º HF Puls erzeugt ein Maximum an tranversaler Nettomagnetisierung in der tranversalen Ebene, da sich die gesamte Magnetisierung M in dieser Ebene abspielt, während ein 180º HF Puls keinerlei Quer- oder Tranversal- Magnetisierung erzeugt.
HF Pulse können selektiv oder nicht-selektiv sein. Selektive Impulse sind typischerweise moduliert, damit sie einen vorbestimmten Fequenzgehalt haben, um Kernspins in vorbestimmten Bereichen der Probe anzuregen, die durch die Larmor-Gleichung vorgegebene Magnetfeldstärken aufweisen. Die selektiven Impulse werden bei Vorhandensein von loksalisierenden Magnetfeldgradienten angelegt. Nichtselektive Impulse beeinflussen im allgemeinen alle Kernspins, die innerhalb des Feldes der HF Puls-Sendespule liegen und werden typischerweise in Abwesenheit von lokalisierenden Magnetfeldgradienten angelegt.
Es gibt zwei Exponential-Zeitkonstanten, die longitudinalen (Längs-) und tranversalen (Quer-) Magnetisierungen zugeordnet sind. Die Zeitkonstanten charakterisieren die Geschwindigkeitsrate der Rückkehr zum Gleichgewichtszustand dieser Magnetisierungskomponenten, die dem Anlegen störender HF Pulse folgt. Die erste Zeitkonstante wird als Spin-Gitter-Relaxatlonszeit (T&sub1;) bezeichnet und stellt die Zeitkonstante für die Rückkehr der longitudinalen Magnetisierung (Längsmagnetisierung) zu ihrem Gleichgewichtswert dar. Die Spin-Spin Relaxationszeit (T&sub2;) ist die Zeitkonstante der transversalen Magnetisierung, um zu ihrem Gleichgewichtswert in einem perfekt homogenen Magnetfeld B&sub0; zurückzukehren. In Feldern, die Inhomogenitäten aufweisen, wird die Zeitkonstante der tranversalen Magnetisierung durch eine als T&sub2;* bezeichnete Konstante bestimmt, wobei T&sub2;* kleiner als T&sub2; ist. In einigen Fällen ist es wünschenswert, die transversale Magnetisierungskomponente rasch durch das Anlegen eines Magnetfeldgradienten zu beseitigen, was hierin später näher beschrieben wird.
Es verbleibt die Verwendung von Magnetfeldgradienten zur Kodierung räumlicher Information (z. B. zur Rekonstruktion von Abbildungen) in NMR-Signale zu betrachten. Typischerweise sind drei derartige Gradienten notwendig:
Gx(t)=δB&sub0;/δx,
Gy(t)=δB&sub0;/δy,
Gz(t)=δB&sub0;/δz
Die Gx, Gy, Gz Gradienten sind über die gesamte bildgebende Scheibe konstant, aber ihre Größen sind typischerweise zeitabhängig. Die den Gradienten zugeordneten Magnetfelder werden entsprechend mit bx, by, und bz bezeichnet, wobei
bx=Gx(t)x,
by=Gy(t)y,
bz=Gz(t)z,
innerhalb des Volumens ist.
In der Vergangenheit wurde das NMR-Phänomen von Strukturchemikern zum Studium der Molekularstruktur organischer Moleküle in vitro eingesetzt. In neuerer Zeit wurde NMR zu einer Bildgebungmodalität entwickelt, die z. B. dazu eingesetzt wird, um transaxiale Bilder von anatomischen Merkmalen beispielsweise von lebenden menschlichen Teilen zu erhalten. Solche Abbildungen, die eine Kernspin-Verteilung (typischerweise Protonen, die Wasser im Gewebe zugeordnet sind), Spin-Gitter (T&sub1;)-, und/oder Spin-Spin (T&sub2;)-Relaxationskonstanten zeigen, haben einen medizinischen diagnostischen Wert bei der Bestimmung des Gesundheitszustandes des Gewebes im untersuchten Bereich. NMR-Techniken wurden auch auf die in-vivo- Spektroskopie solcher Elemente wie beispielweise Phosphor und Kohlenstoff ausgedehnt, und damit wurde Forschern zum ersten Mal ein Werkzeug an die Hand gegeben, um chemische Prozesse in einem lebenden Organismus zu studieren.
Gleichermaßen bedeutend ist der Einsatz von NMR als nichtinvasive Modalität zum Studium der Richtung und Geschwindigkeit von Blutströmungen. Blutströmungsstudien beruhen typischerweise auf NMR-Signalen, die von Protonen, die Wassermolekülen in der Blutflüssigkeit zugeordnet sind, erzeugt werden. Es ist die Anwendung des NMR-Verfahrens zur Strömungsmessung, womit sich die vorliegende Erfindung befaßt.
Es ist deshalb eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zu schaffen, die NMR zur Detektion von Blutströmung verwenden.
Es ist eine andere Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zur Messung der Geschwindigkeit der Blutströmung zu schaffen.
Es ist noch eine andere Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zur Messung der Richtung und Geschwindigkeit der Blutströmung in NMR Abbildungen zu schaffen.
Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zur Messung der Richtung und Geschwindigkeit strömenden Blutes zu schaffen und die Position der Blutströmung in einem transaxialen NMR-Bild darzustellen, das keine Signale von stationären Kernen enthält.
Es ist noch eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren und eine Einrichtung zur Messung der longtudinalen Relaxationszeit (T&sub1;) einer lokalisierten Flüssigkeitsströmung zu schaffen.

Zusammenfassung der Erfindung

In Übereinstimmung mit der beanspruchten Erfindung eines nichtinvasiven Verfahrens und einer Einrichtung, die NMR zur Messung der Richtung und Größe der Strömungsgeschwindigkeit einsetzt, wird zuerst eine Probe in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld positioniert. Mehrere Kernspins in einer ersten Scheibe, die vorzugsweise im wesentlichen senkrecht zur Richtung der Flüssigkeitsströmung steht, werden markiert (gesättigt oder invertiert) und dann angeregt, um ein erstes NMR-Signal zu erzeugen. Dieses Signal beruht sowohl auf markierten Kernspins innerhalb der Scheibe, als auch auf unmarkierten Spins, die in die Scheibe hineinströmen, um zumindest einige der markierten Spins zu ersetzen, die aus der Scheibe herausströmen. Eine zweite Anzahl von Kernspins wird dann in einem Bereich der Probe markiert, der die Scheibe umfaßt und der sich von hier aus in eine gegenläufige Richtung zur Richtung der Flüssigkeitsströmung erstreckt. Die Kernspins in der Scheibe werden noch einmal angeregt, um ein zweites NMR- Signal zu erzeugen, das sowohl von den Spins innerhalb des Kerns, als auch von markierten Spins, die vom Bereich aus in die Scheibe strömen, ausgeht. Die ersten und zweiten NMR-Signale werden dann zur Bestimmung der Größe der Strömungsgeschwindigkeit durch die Scheibe verwendet.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Die für neu erachteten Merkmale der Erfindung sind insbesondere in den beigefügten Ansprüchen angegeben. Die Erfindung selbst Jedoch, kann, was ihren Aufbau und ihre Arbeitsverfahren und ihre Einrichtung betrifft, zusammen mit weiteren Aufgaben und Vorteilen daraus, am besten mit Bezug auf die folgende Beschreibung in Verbindung mit den dazugehörigen Zeichnungen verstanden werden:
Fig. 1A und 1B stellen eine NMR-Probe dar, die in einem homogenen Magnetfeld liegt und verschiedene darin durch HF Pulse definierte Probenscheiben zum Studium der Strömung gemäß der Erfindung enthält;
Fig. 2 stellt eine verallgemeinerte NMR-Pulssequenz dar, die zur Selektion der in Fig. 1 dargestellten Probenscheiben gemäß der Erfindung verwendet wird;
Fig. 3 zeigt schematisch die selektierte Probenscheiben, die zur Messung der Richtung und Geschwindigkeit der Blutströmung verwendet werden.
Fig. 4 zeigt eine detaillierte Pulssequenz zur Messung der Richtung und Geschwindigkeit der Blutströmung gemäß der Erfindung, unter Einsatz eines Mehrfachwinkel-Projektions- und Rekonstruktionsverfahrens.
Fig. 5 ist ein anderes Ausführungsbeispiel einer detaillierten NMR-Impulssequenz, die erfindungsgemäß zur Messung der Blutströmungsrichtung und Geschwindigkeit mit Hilfe des Spin-Warp Bildgebungsverfahrens eingesetzt wird; und
Fig. 6 ist ähnlich Fig. 5 und stellt noch ein anderes Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen NMR-Impulssequenz dar, die das Spin-Warp-Bildgebungsverfahren einsetzt.

Detaillierte Beschreibung der Erfindung

Das Verfahren und die Einrichtung der Erfindung werden zuerst in allgemeiner Form mit Bezug auf Fig. 1A, 1B, 2 und 3 beschrieben. Die detaillierte Implementation mit speziellen Verfahren zur Lokalisierung der Blutströmung zu einer bildgebenden Scheibe einer untersuchten Probe wird mit zusätzlichen Bezug auf Fig. 4 bis 6 beschrieben.
Fig. 1A stellt eine Probe 100 dar, die in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld B&sub0; angeordnet ist, das in der positiven Z-Achsenrichtung des kartesischen Koordinatensystems ausgerichtet ist, die auch die Richtung der Blutströmung innerhalb des Gefäßes 102 in der Probe darstellt. In den Fig. 1A, 2 und 3 werden die Kernspins in einer ersten Querscheibe 104 mit der Breite ΔZ&sub2; durch das Anlegen eines selektiven 90º HF Pulses (wie im Interval 1 entlang der horizontalen Achse in Fig. 2 gezeigt) und eines dephasierenden Magnetfeldgradienten (nicht gezeigt) gestört bzw. verändert, wie es vollständiger mit Bezug auf Fig. 4-6 beschrieben werden wird. Ein selektiver 180º HF Puls (gezeigt in Fig. 6) kann anstelle des 90º HF Pulses zur Störung der Magnetisierung M eingesetzt werden. Die Wirkung der Störung mittels des 90º HF Pulses ist die Sättigung der in der bildgebenden Scheibe 104 angeordneten Kernspins aufgrund der Zerstörung der gesamten Quermagnetisierung durch Dephasieren der Kernspins, die die durch den 90º Impuls in die Querebene gedrehte Nettomagnetisierung M bilden. Die Wirkung des 180º HF Pulses wäre die Invertierung der Magnetisierung M von der positiven Z- Achsenrichtung in die negative Z-Achsenrichtung, so daß keine Nettomagnetisierung in der Querebene existieren würde. Ein anderes mögliches Verfahren zur Zerstörung der Quermagnetisierung wird von Markley et al. im J. of Chem. Phys., Vol. 55, S. 3604 (1971), beschrieben. Gemäß diesem Verfahren wird ein Impulszug (z. B. 5-10 Impulse) kurzer selektiver 90º HF Pulse mit statistisch verteilten Abständen zur Sättigung der Kernspins eingesetzt. Es sollte beachtet werden, daß die Sequenz eines 90º HF Pulses, gefolgt vom einem dephasierenden Magnetfeldgradienten, die bevorzugte Form im Verfahren gemäß der Erfindung ist. Im folgenden werden Kerne, die, wie oben beschrieben, verändert wurden, als die "markierten" oder "etikettierten" Kerne bezeichnet.
Nach der Störung dürfen sich die markierten Kerne während des Intervalls 2 wieder erholen und beginnen sich wieder dem Feld B&sub0; anzupassen, um eine longitudinale Magnetisierungskomponente in einer positiven Z- Achsenrichtung zu erzeugen, deren Größe von der Länge des Intervalls 2 abhängt. Während der Erholperiode werden die durch die schattierten Blöcke 108a und 108b bezeichneten markierten Kerne, die im Ausgangszustand in der bildgebenden Scheibe 104 waren, teilweise oder im vollen Umfange durch nicht-gesättigte (unmarkierte) Kerne, wie durch Block 110 angezeigt, ersetzt. Demzufolge ist nach Anlegen eines selektiven 90º-Detektionsimpulses im Intervall 3 von Fig. 2 die komplette durch den Detektionsimpuls gedrehte Nettomagnetisierung die Summe der partiell erholten longitudinalen Magnetisierung der markierten Kerne, die in der Schicht 104 verbleiben (gezeigt im schattierten Block 108b), und der longitudinalen Nettomagnetisierung, die von den unmarkierten Kernen (Block 110) beigetragen werden. Das resultierende NMR-Signal SI wird in einem Datenerfassungsintervall 4 beobachtet und stellt ein Signal dar, das sowohl den markierten Spins (stationären und strömenden) in der bildgebenden Scheibe 4 als auch den unmarkierten Spins 110 zuzuordnen ist. Das Signal SI ist in diesem Falle intensiver als es bei Abwesenheit einer Strömung wäre, aufgrund der transversalen Magnetisierung, die von den unmarkierten Spins beigetragen wird, solange eine nicht vollständige Relaxation der strömenden Kerne während des Intervalls 2 angenommen wird.
Der nächste Schritt gemäß der Erfindung ist die selektive Markierung der Spins in Scheibe 106 (Fig. 1A), die eine Breite ΔZ&sub1; (die größer als die Breite ΔZ&sub2; von Scheibe 104 ist) aufweist, durch Bestrahlung der Probe 100 im Intervall 5 mit einem selektiven 90º Puls, der eine größere Frequenzbandbreite hat als die Frequenzbandbreite des 90º HF Pulses, der im Intervall 1 angelegt wurde. In diesem Falle werden die markierten Kerne wieder aus der Detektionsscheibe 104 herausströmen. Sie werden jedoch durch markierte Kerne aus der Scheibe ΔZ&sub1;, die vorher durch die Anlegung des 90º Sättigungsimpulses im Intervall 5 markiert wurden, ersetzt. Nach einem zweiten Erholintervall 6, das gleich lang wie Intervall 2 ist, wird ein zweiter Detektionsimpuls ähnlich dem im Intervall 1 angelegten Detektionsimpuls im Intervall 7 angelegt, um so die der Erholzeit der neu markierten Kerne zurechenbare longitudinale Magnetisierungskomponenente in die transversale Ebene zu drehen. Deshalb wird, solange keine unmarkierten Kerne in die Detektionsscheibe 104 während der Erholphase 6 strömen, d. h. daß ΔZ&sub1;-ΔZ&sub2;> vt ist (Fig. 3) wobei v die mittlere Strömungsrate und t die Länge der Erholperiode 6 darstellt, das im Intervall 8 beobachtete resultierende Signal die gleiche Stärke aufweisen, wie bei Abwesenheit einer Strömung. Dieses Signal wird wird mit SII bezeichnet und hat im allgemeinen eine Größe, die kleiner als die Größe von Signal SI ist. Die Amplitudendifferenz der zwei Signale ist der Tatsache zuzurechnen, daß Signal SII sowohl von der Gesamtkeit der markierten Kernspins (den stationären Kernspins in der bildgebenden Scheibe 104, als auch von den im Gefäß 102 strömenden markierten Kernen) gebildet wird. Demzufolge besteht eine genaue Aufhebung der Signale, die von den markierten Kernen stammen, wenn das Signal SII von Signal SI subtrahiert wird. Da jedoch die Größe von SI und SII für strömende Kerne, wie oben beschrieben, unterschiedlich ist: d. h. SI ist größer als SII, heben sie sich nicht gegeneinander auf, vorausgesetzt die Strömungsrichtung ist wie in Fig. 1 (in Richtung der positiven Z-Achse).
Es wird auch deutlich, daß die Differenz zwischen den Signalen SII und SI vorteilhafterweise durch Invertieren der Phase von einem der 90º Detektionsimpulse, die entweder im Intervall 3 oder Intervall 7 auftreten, erhalten werden kann (wie später hierin mit Bezug auf Fig. 6 beschrieben wird). Die Wirkung der Phaseninvertierung des Detektionsimpulses ist auch eine Invertierung der Phase des entsprechenden NMR-Signals in der Weise, daß es nur noch notwendig ist, die SI und SII Signale zu addieren, um die Differenz zu erhalten. Ein Vorteil der Verwendung phasenalternierender Detektionsspule liegt darin, daß die Vorzeichen der alternierenden Signale SI und SII zueinander invertiert sind, und daß weiterhin die Phaseninvertierung Unvollkommenheiten der Impulse korrigiert, da alle dazu zurechenbaren Störsignale ebenfalls aufgehoben werden. Die Verwendung phaseninvertierter HF Pulse zur Korrektur der Wirkung von Impulsunvollkommenheiten ist in EP-A-8 31 06 173 der gleichen Patentinhaberin offenbart und beansprucht.
Die mit Bezug auf Fig. 1A und 1B beschriebene NMR- Impulssequenz ist geeignet für die Detektion der Spins, die in der positiven Z-Achsenrichtung durch die Scheibe 104, oder in einem Winkel kleiner 90º zur positiven Z-Achse, strömen. Eine Strömung in der entgegengesetzten Richtung wird nicht detektiert werden. Um eine Strömungsmessung in der entgegengesetzten Richtung, d. h. in der negativen Z- Achsenrichtung, oder in einer Richtung, die durch einen Winkel kleiner 90º zur negativen Z-Achsenrichtung charakterisiert ist, zu erhalten, muß die in Fig. 2 dargestellte Sequenz implementiert werden, wobei die Scheibe 106 der markierten Kernspins symmetrisch in Bezug zur bildgebenden Scheibe 104 angeordnet wird, wie in Fig. 1B gezeigt ist. Dieses kann mit einer Impulssequenz erreicht werden, die im wesentlichen in Fig. 2 dargestellt ist, mit der Ausnahme, daß die 90º Sättigungsimpulse (oder die 180º Invertierungsimpulse), die im Intervall 5 angelegt werden, einen Frequenzinhalt in der Weise aufweisen, daß Kerne, die rechts in der bildgebenden Schicht 104 in Fig. 1B angeordnet sind, markiert werden. Zu beachten ist, daß die Scheibe 106 in Fig. 1A und 1B keine endliche Breite ΔZ&sub1; aufweisen muß. Einzig notwendig ist, daß sich die Scheibe 106 in entgegengesetzter Richtung zur Strömung im Gefäß 102 erstreckt, so daß nur markierte Kerne während der Erholperiode 6 und der Anregungsperiode 7 in die Detektionsscheibe 104 strömen, wie mit Bezug auf Fig. 1A und Fig. 3 beschrieben wurde. Ein Nachteil dieses Verfahrens kann es sein, daß extrem lange Warteperioden (Intervall 9, Fig. 2) notwendig sein können, um allen markierten Kernen die Rückkehr in den Gleichgewichtszustand zu ermöglichen, bevor die Impulssequenz (Intervalle 1-8) wiederholt werden kann. Die Wartezeit kann maximal in der Größenordnung von T&sub1; der strömenden Kerne liegen.
Die Art und Weise der Bestimmung der Strömungsgeschwindigkeit wird jetzt mit Bezug auf Fig. 3 beschrieben. Das Verfahren wird mit Bezug auf die Pulssequenz des in Fig. 2 beschriebenen Typs beschrieben werden, in der angenommen wird, daß alle HF Pulse vom 90º- Typ sind. Ferner wird in diesem Beispiel angenommen, daß das Strömungsgeschwindigkeitsprofil innerhalb des Gefäßes 102 rechteckig ist. Rechteckiges Strömungsgeschwindigkeitsprofil bedeutet, daß die Geschwindigkeit der Blutströmung entlang den Gefäßwänden im wesentlichen dieselbe ist, wie die durch den Mittelpunkt des Gefäßes. Unter Verwendung der Bezeichnungen von Fig. 3 kann die relative Stärke der Signale SI und SII ausgedrückt werden, wie folgt:
wobei:
die Kernspindichte (Anzahl der Kerne pro cm³ Fluid) ist;
l als Breite der bildgebenden Scheibe 104 definiert ist;
v die Strömungsgeschwindigkeit im Gefäß 102 ist;
d der Durchmesser von Gefäß 102 ist;
T&sub1; die Spin-Gitter Relaxationszeit der im Gefäß 102 strömenden Flüssigkeit ist;
t die Zeitperiode zwischen der Hauptanlegung der Markierungs- und Detektions-Impulse ist.
Die Größe des Signals S, das den strömenden unmarkierten Kernen in Block 110 (Fig. 3) zugerechnet werden kann, kann man durch Subtraktion des Signals SII (Gleichung 2) von Signal SI (Gleichung 1) erhalten, um Gleichung 3 zu bilden:
Das Verhältnis von Signal SI zu SII ist gegeben durch:
Damit kann bei bekanntem T&sub1; der strömenden Kerne die Strömungsgeschwindigkeit entweder über Gleichung (3) oder Gleichung (4) berechnet werden. Die Gleichung (4) wird wegen der Tatsache, daß dieser Fall nicht die Kenntnis der Größe der Kernspindichte erfordert, bevorzugt verwendet. Der Wert von T&sub1; kann experimentell ermittelt werden oder es kann auf Referenzdaten zurückgegriffen werden. Der Wert von T&sub1; kann experimentell durch irgendeine der bekannten Methoden, wie Sättigungs-Erhol- und Inversion-Erhol- Techniken ermittelt werden. Detaillierte Beschreibungen von Techniken zur Messung von T&sub1; können in Shaw, D. Fourier Transform NMR Spektroscopy, Elsevier Scientific Publishing Company, New York (1976), gefunden werden. Es sollte beachtet werden, daß die Spin-Gitter-Relaxationszeiten in venösem und arteriellem Blut unterschiedlich sind aufgrund der Tatsache, daß Sauerstoff (ein paramagnetisches Agens) im arteriellem Blut die Relaxationsrate beeinflußt. Deshalb muß der entsprechende Wert in Abhängigkeit davon eingesetzt werden, ob Messungen an venösem oder arteriellem Blut durchgeführt werden.
Ein Verfahren gemäß der Erfindung zur Berechnung von T&sub1; für strömendes Blut (arteriell oder venös) ist die Wiederholung der Impulssequenz (Intervalle 1-8) von Fig. 2, wobei ein eine unterschiedliche Länge aufweisendes Intervall t oder t' für die Erholintervalle 2 und 6 bei jeder Wiederholung gewählt wird. Jede Wiederholung liefert folglich Differenzsignale S und S' für die Intervalle t bzw. t'·T&sub1; kann dann aus der Gleichung
berechnet werden, in der das Verhältnis S/S' eine Funktion der Erholverzögerungen t und t' und von T&sub1; ist. In der Praxis ist es vorteilhaft, mehrere Messungen (z. B. 4-10) für die Intervalle t und t' mit variierender Länge zu nehmen. Beim Messen von T&sub1; sollten die Intervalle 2 und 6 in jeder Sequenz von gleicher Dauer (t oder t') sein, so daß die Spinrelaxation in jedem Intervall gleich ist.
Die detaillierte Art und Weise, mit der das Verfahren der Erfindung mit der Technik der Mehrfachwinkel- Projektions-Rekonstruktion zum Erlangen von Abbildungen eines Objekts, das Blutströmung darstellt, eingesetzt werden kann, wird jetzt mit Bezug auf Fig. 1A und 4 beschrieben. Es sollte beachtet werden, daß in jeder der Fig. 4-6 die Annahme gilt, daß die Probe 100 in Fig. 1A in einem homogenen Magnetfeld B&sub0; positioniert ist, und daß deshalb das Feld B&sub0; nicht mehr separat in jeder dieser Figuren dargestellt wird.
Im Intervall 1, das entlang der horizontalen Achse von Fig. 4 gezeigt ist, wird die Probe 100 (Fig 1A) einem Magnetfeldgradienten Gz ausgesetzt und gleichzeitig mit einem selektiven 90º HF Puls bestrahlt. Der HF Puls ist vorzugsweise mit einer Sinc-Funktion (Sin x/x), wie in Fig. 4 schematisch angezeigt, moduliert, damit er ein begrenztes Frequenzband enthält, das gemäß der Larmor-Gleichung ausgewählt wird, um die makroskopische Magnetisierung M in die tranversale Ebene der bildgebenden Scheibe 104 zu drehen, die im wesentlichen ein rechteckiges Profil aufweist. Der HF Puls könnte auch mit einer Gauss'schen Funktion moduliert werden. Die angeregte Scheibe hätte in diesem Falle ein Gauss-Profil. Die Dephasierung der im Intervall 1 in die transversale Ebene gedrehten Kernspins wird im Intervall 2 durch das Anlegen eines zweiten Magnetfeldgradienten Gz in der Weise erreicht, daß am Ende von Intervall 2 die tranversale Nettomagnetisierung in der tranversalen Ebene rasch zerstört wird. Damit wird an diesem Punkt kein NMR-Signal beobachtet. Im Intervall 3 darf sich die longitudinale Komponente der Magnetisierung M im Rahmen der Spin-Gitter-Relaxationszeit erholen (die Spins richten sich selbst wieder dem B&sub0;-Magnetfeld aus). Im Intervall 4 wird ein zweiter 90º HF Puls, Detektionspuls genannt, in der Anwesenheit eines gepulsten Gz Magnetfeldgradienten angelegt, um die erholte longitudinale Magnetisierungskomponente in der Detektionsscheibe 104 in die transversale Ebene zu drehen. Die Richtung des Gz Magnetfeldgradienten wird umgedreht und seine Amplitude wird im Intervall 5 halbiert, um die durch den im Intervall 4 angelegten HF Puls gedrehten Kernspins zu rephasieren. Ein erstes NMR-Signal, bereits vorher als SI bezeichnet, wird in der Anwesenheit eines linearen Gx und Gy Magnetfeldgradienten im Intervall 6 beobachtet. Das NMR- Signal im Intervall 6 beruht auf sowohl stationären als auch strömenden (markierten und unmarkierten) Kernspins, die in dem Bereich des Gefäßes 102 angeordnet sind, der in in die Scheibe 104 fällt.
Die Gx und Gy Gradienten sind auf entsprechende Weise in den Richtungen der X- und Y-Achsen gerichtet und haben Amplituden, die sich sinusförmig in den aufeinanderfolgenden Anlegungen der in Fig. 4 dargestellten Impulssequenz ändern. Die Amplituden von Gx und Gy sind durch Gx=g cos R und Gy=g sin R gegeben, wobei R der Winkel einer einzelnen Projektion während eines Intervalls 6 und g eine Konstante ist. Die Gx und Gy addieren sich vektoriell, um den resultierenden radialen Gradienten bei einem Winkel R in der bildgebenden Scheibe 104 zu erzeugen. Das im Intervall 6 beobachtet NMR-Signal enthält folglich die räumliche Information (Projektion) der gesamten Ebene, die in der Richtung des radialen Gradienten kodiert ist. Bei aufeinanderfolgenden Anlegungen von in Fig. 4 gezeigten NMR-Impulsen, wie sie zum Erhalt ausreichender Information zur Abbildung der gesamten Scheibe 104 notwendig sind, erhält man mehrfache Projektionen durch kleine Änderungen des Projektionswinkels R um den Betrag ΔR, z. B. typischerweise in der Größenordnung von einem Grad, um räumliche Daten von 180 Projektionen in einem 180º Bogen zu sammeln. Für jede neue Projektion werden die Amplituden der Gx und Gy Gradienten entsprechend dem neu selektierten Projektionswinkel R angepaßt.
Nach einer kurzen Wartezeit im Intervall 7, um ein Abklingen der Ströme in den Gx und Gy Gradientenspulen zu ermöglichen, wird ein zweiter 90º Sättigungsimpuls ähnlich dem Sättigungsimpuls im Intervall 1 in Anwesenheit eines Gz Gradienten angelegt. In diesem Falle ist der Frequenzgehalt des HF Pulses so gewählt, daß er eine ausreichende Breite zum Drehen der Magnetisierung M aufweist wegen der in einer breiteren Sättigungsscheibe als der in Fig. 1A gezeigten Scheibe 106 angeordneten Kernspins. Wie zuvor folgt dem HF- Sättigungsimpuls und dem Gradienten ein zweiter im Intervall 9 angelegter Gz Gradient, um die Kernspins in der transversalen Ebene zu dephasieren und damit die transversale Nettomagnetisierung zu zerstören. Nach einer zweiten Erholperiode im Intervall 10, zur selbständigen Wiederanpassung der longitudinalen Magnetisierungskomponente entlang der Richtung von Magnetfelds B&sub0;, wird ein zweiter selektiver 90º HF-Detektionsimpuls, ähnlich dem im Intervall 4, nochmals in Anwesenheit eines Gz Gradienten angelegt. Die Richtung des Gz Gradienten wird im Intervall 12 nochmals umgedreht, um die Phasenkohärenz der in der Scheibe 104 angeordneten Kernspins wiederherzustellen. Ein zweites Signal SII, primär auf den markierten Kernen beruhend, wird im Intervall 13 bei Anwesenheit der Gradienten Gx und Gy beobachtet, die im wesentlichen mit den im Interval 6 angelegten Gradienten identisch sind.
Die in Fig. 4 dargestellte Impulssequenz mit den Intervallen 1-13 wird zum Erhalten mehrerer räumlicher Projektionen wiederholt, jede von der anderen durch einen Winkel 48 getrennt, um wenigstens einen 180º Bogen in der bildgebenden Scheibe 104 abzudecken. Die Signale SI und SII werden für jede Projektion abgetastet, Fouriertransformiert und in einem elektronischen Speicher einer konventionellen NMR-Einrichtung (nicht gezeigt) für den späteren Gebrauch abgespeichert. Die Fourier-Transformation aller entsprechenden Projektions-Signale liefert eine räumliche Verteilung des NMR-Signals entsprechend der Kernverteilung in der bildgebenden Scheibe 104. Unter Verwendung der SI und SII Daten werden getrennte Darstellungen aus allen Daten der räumlichen Verteilung mit Hilfe gut bekannter Computer-Rekonstruktionstechniken, wie z. B. Rückfilterungs-Projektion, rekonstruiert. Um eine Abbildung zu erhalten, die ausschließlich die strömenden Kerne im Gefäß 102 innerhalb der Scheibe 104 darstellt, werden die Daten der räumlichen Verteilung der stationären Kerne (d. h. die in Scheibe 104, aber außerhalb des Gefäßes 102) nicht angezeigt. Anzumerken bleibt, daß eine Mittelwertbildung über dem Signal vorteilhaft angewandt werden kann, um das Signal/Rausch-Verhältnis zu verbessern.
Ein Nachteil im Zusammenhang mit der Mehrfachwinkel- Projektions-Rekonstruktionstechnik in Fig. 4 liegt darin, daß das NMR-Signal in Anwesenheit von Gradienten beobachtet werden muß, um brauchbare Informationen über die räumliche Verteilung der Kernspins zu erhalten. Um dieses zu erreichen, muß Information unmittelbar am Ende des in den Intervallen 5 und 12 von Fig. 4 angelegten Gz Gradientenimpulses gesammelt werden. Dennoch wird man beobachten, daß das Anlegen der Gx und Gy Magnetfeldgradienten (Intervalle 6 und 13) zum Auslesen ein Problem darstellt. Sogar dann, wenn die Auslesegradienten abrupt angelegt würden, würde ein endlicher Zeitraum bestehen bleiben, in dem sich der genau resultierende Gradient in einem Übergangsstadium befindet. Folglich ist während dieser Periode die räumliche Information stark gestört, und das NMR-Signal kann normalerweise nicht verwendet werden. Die Art und Weise, mit der dieser Nachteil überwunden werden kann, wird mit Bezug auf Fig. 5 und 6 diskutiert und beinhaltet die Erzeugung von Spin- Echo-Signalen entweder durch das Anlegen von selektiven 180º HF Pulsen oder dephasierender und rephasierender Magnetfeldgradienten. Obwohl Fig. 5 und 6 verschiedene Ausführungsbeispiele der Spin-Warp Bildgebungssequenz darstellen, sind die hierin angewandten Techniken zum Zwecke der Spin-Echo-Erzeugung gleichermaßen auf das Mehrfachwinkel-Projektions-Rekonstruktionsverfahren anwendbar, das in Verbindung mit Fig. 4 beschrieben wurde.
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird die Erfindung, die in allgemeiner Form mit Bezug auf Fig. 2 beschrieben ist, mit der in Fig. 5 dargestellten und als Spin-Warp Bildgebung bekannten Impulssequenz ausgeführt. Die Spin-Warp Bildgebung ist ein Spezialfall des zweidimensionalen Fouriertransformation (2DFT)-Phasenkodierungsverfahrens der NMR-Bildgebung. Diese Impulssequenz unterscheidet sich von der mit Bezug auf Fig. 4 beschriebenen in der Art und Weise, mit der die räumliche Information in das NMR-Signal kodiert wird, und in dem Zeitbereich, in dem das Signal beobachtet wird. Die Unterschiede werden deutlicher, wenn beachtet wird, daß im Intervall 5 von Fig. 5 ein Phasenkodierungsgradient Gy gleichzeitig mit einem gepulsten Gx Gradienten angelegt wird. Der Gy Gradient hat eine Amplitude mit einem Einzelpeak bei jeder Anlegung der gesamten Impulssequenz mit den Intervallen von 1 bis 13 von Fig. 5. Jedoch wird in jeder aufeinanderfolgenden Anlegung eine unterschiedliche Amplitude (wie durch die gestrichelten Linien in den Intervallen 5 und 12 angedeutet) des Gy Phasengradienten gewählt. Der Gy Gradient kodiert räumliche Information in der Y-Achsenrichtung durch Einführung einer Verdrehung in der Orientierung der transversalen Magnetisierung um ein Vielfaches von 2π über der Gesamtlänge der Probe 100 in der Y-Achsenrichtung. Nach dem Anlegen des ersten phasenkodierenden Gradienten wird die transversale Magnetisierung in eine Helixstruktur mit einer Windung verdreht. Jede unterschiedliche Amplitude des Gradienten Gy bewirkt einen unterschiedlichen Grad an Verdrehung (Phasenkodierung). Die Anzahl der Gy Gradienten wird gleich der Anzahl der Pixel (typisch 128 oder 256), die die rekonstruierte Abbildung in der Y-Achsenrichtung haben soll, gewählt. In der Praxis werden die Signale mehrere Male gemittelt, bevor der Gy Gradient weiter ansteigt, um das Signal/Rausch-Verhältnis zu verbessern.
Die Wirkung des Gx Gradienten im Intervall 5 ist die Dephasierung der Kernspins um einen bestimmten Betrag, so daß bei Anlegen eines 180º HF Pulses im Intervall 6 ein Spin-Echo-Signal im Intervall 7 erhalten wird. Das Spin- Echo-Signal wird zu einer Zeit τ nach der mittleren Anlegung des 180º HF Pulses auftreten, die gleich der Zeit τ zwischen der mittleren Anlegung des 90º HF Pulses im Intervall 4 ist, vorausgesetzt, daß das Zeitintegral der Wellenform des Gradienten Gx über dem Intervall 5 so gewählt ist, daß es genau so groß ist wie das Zeitintegral der Wellenform des Gradienten Gx über dem Intervall 7. Die räumliche Information wird in der X-Achsenrichtung durch Anlegen eines linearen Gx Gradienten im Intervall 7 kodiert, wobei die Kernspins zur Resonanz auf Frequenzen angeregt werden, die charakteristisch für ihre Lagen im Bezug zur X-Achse sind. Das SI Signal wird im Intervall 7 mehrere Male gleich der Anzahl der Pixel abgetastet (typisch 128 oder 256), die die rekonstruierte Abbildung in X-Achsenrichtung aufweisen soll. Die Bildpixelwerte werden aus den abgetasteten Signalen unter Einsatz einer zweidimensionalen Fourier-Transformation, wie sie z. B. von Kumar et al. in J. Mag. Res. Vol. 18, S. 69 (1975), veröffentlicht wurde, erhalten.
In einer ähnlichen Weise wird die räumliche Information in das SII Spin-Echo-Signal im Interval 14 von Fig. 5 kodiert, indem Gy Gradienten mit programmierbarer Amplitude im Intervall 12 angelegt werden. Ein gepulster Gx Gradient wird auch im Intervall 12 und 14 angelegt und ist wiederum so gewählt, daß er die gleichen Zeitintegrale der Wellenform des Gx Gradienten über den Intervallen 12 und 14 aufweist.
Es sollte auch beachtet werden, daß die 180º HF Pulse, die zur Erzeugung der Spin-Echos eingesetzt werden, auch vorteilhaft zusammen mit der mit Bezug zu Fig. 4 beschriebenen Impulssequenz eingesetzt werden können. In diesem Falle würden die 180º HF Pulse unmittelbar nach dem Anlegen der rephasierenden Gz Gradienten in Interval 5 und Intervall 12 von Fig. 4 angelegt werden. In der Praxis ist es schwierig, perfekte 180º HF Pulse zu realisieren, so daß häufig eine unerwünschte tranversale Magnetisierungskomponente entsteht, die ein störendes NMR-Signal erzeugen kann. Aus diesem Grunde ist es wünschenswert, vor und nach 180º HF Pulsen große Gradienten mit gleicher Amplitude anzulegen, um die transversale Magnetisierung rasch zu zerstören und das störende NMR-Signal abzukürzen. Die Gradienten sollten in die Richtung gerichtet sein, in der der Großteil der Probe angeordnet ist. Der Einsatz von Gradienten zur Reduzierung der Wirkung unvollkommener HF Pulse ist in EP-A-00 98 426 der gleichen Patentinhaberin beschrieben und beansprucht.
Fig. 6 stellt ein anderes Ausführungsbeispiel der Spin- Warp-Bildgebungssequenz dar, die bereits mit Bezug auf Fig. 5 beschrieben wurde, das aber auch einige Alternativen enthält, die nützlich für den Einsatz mit den in beiden Fig. 4 und 5 dargestellten Impulssequenzen sind. Beispielsweise wird im Intervall 1 von Fig. 6 ein Gz Gradientenimpuls gleichzeitig mit einem selektiven 180º HF Puls angelegt, um die longitudinale Magnetisierung in der Scheibe 104 von Fig. 1A zu invertieren. In ähnlicher Weise wird ein Gz Gradient im Intervall 6 von Fig. 6 gleichzeitig mit einem anderen selektiven 180º HF Puls zur Invertierung der Magnetisierung in Scheibe 106 von Fig. 1A angelegt. Die Wirkung des selektiven 180º HF Pulses ist die Invertierung der Magnetisierung aus der positiven Z-Achsenrichtung in die negative Z-Achsenrichtung, so daß keine transversale Magnetisierungskomponente erzeugt wird. Unter diesem Aspekt hat der Einsatz der 180º HF Pulse die gleiche Wirkung wie der Einsatz der Gz Gradienten in Verbindung mit den selektiven 90º HF Pulsen, um die Kernspins, wie mit Bezug auf Fig. 2, 4 und 5 beschrieben, zu sättigen.
Eine andere Modifikation, die in Fig. 6 dargestellt ist und die auf die Impulssequenzen von sowohl Fig. 4 als auch 5 anwendbar ist, ist die Phasenumkehr der 90º HF- Detektionsimpulse, die in den Intervallen 3 und 8 von Fig. 6 angelegt werden. Man wird beobachten, daß das Spin-Echo- Signal im Intervall 10 von Fig. 6 phaseninvertiert zum Spin-Echo-Signal im Intervall 5 ist, aufgrund der Tatsache, daß ein phaseninvertierter 90º HF Puls im Intervall 8 eingesetzt wurde. Der Vorteil dieses Verfahrens liegt, wie bereits vorher hierin beschrieben, darin, daß man die Differenz zwischen den SI und SII Signalen durch eine einfache Addition der Spin-Echo-Signale erhalten kann.
Eine weitere auf die Impulssequenzen von Fig. 4 und 5 anwendbare Modifikation besteht darin, daß in Fig. 6 Gradienten zur Erzeugung der Spin-Echo-Signale eingesetzt werden. Folglich hat der Gradient Gx in den Intervallen 4 und 9 eine negative Keule, die die Polarität zu einem linearen positiven Gradienten in den Intervallen 5 und 10 umdreht, während die Spin-Echo-Signale beobachtet werden. Damit die Spin-Echo-Signale innerhalb der Intervalle 5 und 10 zeitlich richtig liegen, müssen die Zeitintegrale der Wellenformen des Gx Gradienten in den Intervallen 4 und 9 gleich den Zeitintegralen der Wellenformen des Gx Gradienten in den entsprechenden Intervallen 5 und 10 sein. Die Gleichheit der Integrale ist eine notwendige Bedingung, damit die während der Intervalle 4 und 9 dephasierten Spins in den Intervallen 5 und 10 um den gleichen Betrag rephasiert werden, um das Spin-Echo-Signal zu erzeugen.

Claims

1. Verfahren unter Verwendung der magnetischen Resonanz (MR) zum Messen der Größe einer Kernspin- Blutströmungsgeschwindigkeit innerhalb eines Gefäßes (102) in einer MR Probe (100), die in einem im wesentlichen homogenen Magentfeld angeordnet ist, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte:

(a) Markieren zu Zwecken der Identifikation mehrerer Kernspins in einer Scheibe (104) der Probe (100), die Kernspins in einem Teil des in der Scheibe (104) angeordneten Gefäßes (102) enthält,

(b) Anregen mehrerer Kernspins in der Scheibe (104), um ein erstes MR Signal (SI) zu erzeugen, das im wesentlichen von markierten Kernspins, die in der Scheibe (104) angeordnet sind, und von unmarkierten Kernspins ausgeht, die in dem Gefäß (102) in die Scheibe (104) hineinströmen, um wenigstens einige der markierten Kernspins zu ersetzen, die aus der Scheibe (104) heraus strömen,

(c) Markieren zu Zwecken der Identifikation mehrerer Kernspins in einem Bereich der Probe (100), der wenigstens einen Teil des Gefäßes (102) enthält, wobei der Bereich auch die Scheibe (104) enthält und sich von dort in einer Richtung entgegengesetzt zur Strömungsrichtung erstreckt,

(d) Anregen von Kernspins in der Scheibe (104), um ein zweites MR Signal (SII) zu erzeugen, das im wesentlichen von markierten Kernspins, die in der Scheibe (104) angeordnet sind, und von markierten Kernspins ausgeht, die in dem Gefäß (102) von dem Bereich in die Scheibe (104) strömen, und

(e) Verwenden der ersten (SI) und zweiten (SII) MR Signale zum Ermitteln der Größe der Kernspin- Strömungsgeschwindigkeit in dem Gefäß (102) durch die Scheibe (104).

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte (a) und (c) zum Markieren jeweils den Schritt des Sättigens der Kernspins in der bildgebenden Scheibe und in dem Bereich enthalten.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Sättigungsschritt die Schritte enthält:

Anlegen eines Magnetfeldgradienten, Aussetzen der Probe mit einem Magnetfeld, das bei der Larmor-Frequenz schwingt, in Gegenwart des Magentfeldgradienten, um so eine resultierende Quermagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu erzeugen, und erneutes Anlegen des Magnetfeldgradienten zum Aufheben der resultierenden Quermagnetisierung.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte (b) und (d) zum Anregen jeweils den Schritt enthalten zum Aussetzen der MR Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, um so bevorzugt die Kernspins in der Scheibe anzuregen.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei das Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, einen selektiven 900 HF Puls aufweist.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei die Anregungsschritte (b) und (d) auf entsprechende Weise ein Aussetzen der MR Probe mit selektiven 90º HF Pulsen enthalten, die relativ zueinander 180º phasenverschoben sind, so daß die ersten und zweiten MR Signale ebenfalls 180º phasenverschoben zueinander sind.

7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Schritte (a) und (c) jeweils den Schritt des Aussetzens der Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem selektiven 180º HF Puls bei der Larmor-Frenquenz enthalten, um so bevorzugt die resultierende Längsmagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu invertieren.

8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Scheibe so gewählt ist, daß sie im wesentlichen senkrecht zur Richtung der Kernspinströmung in dem Gefäß ist.

9. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Verwendungsschritt den Schritt zum Erhalten der Differenz S zwischen den ersten und zweiten Signalen enthält und die Kernspingeschwindigkeit ermittelt wird unter Verwendung der Relation

wobei:

p die Kernspindichte ist,

d der Gefäßdurchmesser ist,

v die Kernspin-Strömungsgeschwindigkeit ist,

t das Zeitintervall zwischen den Schritten (a) und (b) zum Markieren und Anregung ist, das gleich dem Intervall zwischen den Schritten (c) und (d) zum Markieren und Anregen ist,

T&sub1; die Spin-Gitter-Relaxationszeit der in dem Gefäß strömenden Kernspins ist.

10. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Verwendungsschritt die Bildung des Verhältnisses der ersten und zweiten MR Signale enthält und die Kernspingeschwindigkeit ermittelt wird unter Verwendung der Relation:

wobei:

SI das erste MR Signal ist,

SII das zweite MR Signal ist,

l die Breite der Scheibe ist,

v die Kernspin-Strömungsgeschwindigkeit ist,

T&sub1; die Spin-Gitter-Relaxationszeit der in dem Gefäß strömenden Spins ist,

t das Zeitintervall zwischen den Schritten (a) und (b) zum Markieren und Anregen ist, die gleich dem Intervall zwischen den Schritten (c) und (d) zum Markieren und Anlegen ist.

11. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Sequenz der Schritte (a) bis (e) wenigstens einmal wiederholt wird.

12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Sequenz der Schritte (a) bis (e) wenigstens einmal mit einem unterschiedlichen Zeitintervall zwischen den Schritten (a) und (b) zum Markieren und Anregen wiederholt wird, das gleich dem Intervall zwischen den Schritten (c) und (d) zum Markieren und Anlegen ist.

13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei ferner die Spin- Gitter-Relaxationszeit der in dem Gefäß strömenden Kernspins ermittelt wird unter Verwendung der Relation

wobei:

t das Zeitintervall zwischen den Schritten (a) und (b) zum Markieren und Anregen ist, wobei das Intervall t auch das Intervall zwischen den Schritten (c) und (d) zum Markieren und Anregen in einer Sequenz der Schritte (a) bis (e) ist,

t' das Zeitintervall zwischen den Schritten zum Markieren und Anregen ist, wobei das Zeitintervall t' auch das Intervall zwischen den Schritten (c) und (d) zum Markieren und Anregen in einer weiteren Sequenz der Schritte (a) bis (e) ist,

S die Differenz zwischen den ersten und zweiten MR Signalen in der Sequenz unter Verwendung des Intervalls t ist,

S' die Differenz zwischen den ersten und zweiten MR Signalen in der Sequenz unter Verwendung des Intervalls t' ist,

T&sub1; die Kern-Gitter-Relaxationszeit der in dem Gefäß strömenden Kernspins ist.

14. MR Verfahren zur Bildgebung einer Kernspin-Blutströmung in einem Gefäß einer MR Probe, die in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld angeordnet ist, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte:

(a) Markieren mehrerer Kernspins in einer Scheibe der Probe enthaltend Kernspins in einem Teil des Gefäßes, das in der Scheibe angeordnet ist,

(b) Anregen mehrerer Kernspins in der Scheibe, um ein erstes MR Signal zu erzeugen, das im wesentlichen von den markierten Kernspins, die in der Scheibe angeordnet sind, und von unmarkierten Kernspins ausgeht, die in dem Gefäß in die Scheibe hineinströmen, um wenigstens einige der markierten Kernspins zu ersetzen, die aus der Scheibe herausströmen,

(c) Markieren mehrerer Kernspins in einem Bereich der Probe, der wenigstens einen Teil des Gefäßes enthält, wobei der Bereich auch die Probe enthält und sich von dort in einer Richtung senkrecht zur Strömungsrichtung erstreckt,

(d) Anregen von Kernspins in der Scheibe, um ein zweites MR Signal zu erzeugen, das im wesentlichen von markierten Kernspins, die in der Scheibe angeordnet sind, und von markierten Kernspins ausgeht, die in dem Gefäß von dem Bereich in die Scheibe strömen, und

(e) Abtasten bzw. Sampeln von jedem der ersten und zweiten MR Signale in Gegenwart wenigstens eines Magnetfeldgradienten zum Kodieren räumlicher Information der Kernspinverteilung von stationären Spins innerhalb der Scheibe und enthaltend die Verteilung von Kernspins, die in dem Teil des Gefäßes strömen, das in der Scheibe enthalten ist, und

(f) Konstruieren eines Bildes, das die Kernspinverteilung von in dem Gefäß strömenden Spins zeigt, wobei das Bild zusätzlich die relative Position des Gefäßes in der Scheibe zeigt.

15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die Schritte (a) und (c) zum Markieren jeweils den Schritt des Aussetzens der Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem selektiven 180º HF Puls bei der Lamor-Frequenz enthalten, um so bevorzugt die resultierende Längsmagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu invertieren.

16. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die Schritte (a) und (c) zum Markieren jeweils den Schritt zum Sättigen der Kernspins in der bildgebenden Scheibe und in dem Bereich enthalten.

17. Verfahren nach Anspruch 16, wobei der Sättigungsschritt die Schritte enthält:

Anlegen eines Magnetfeldgradienten,

Aussetzen der Probe mit einem Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, in Gegenwart des letztgenannten Magnetfeldgradienten, um so eine resultierende Quermagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu erzeugen, und

erneutes Anlegen des letztgenannten Magnetfeldgradienten, um die resultierende Quermagnetisierung aufzuheben.

18. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die Schritte (b) und (d) zum Anregen den Schritt zum Aussetzen der MR Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem Magnetfeld enthalten, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, um so bevorzugt die Kernspins in der Scheibe anzuregen.

19. Verfahren nach Anspruch 18, wobei das Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, einen selektiven 90º HF Puls enthält.

20. Verfahren nach Anspruch 19, wobei die Schritte (b) und (d) zum Anregen auf entsprechende Weise ein Aussetzen der MR Probe mit selektiven 90º HF Pulsen enthalten, die 180º relativ zueinander phasenverschoben sind, so daß die ersten und zweiten MR Signale ebenfalls 180º phasenverschoben zueinander sind.

21. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die Schritte (a) und (c) zum Markieren jeweils den Schritt des Aussetzens der Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem selektiven 180º HF Puls bei der Lamor-Frequenz enthalten, um so die resultierende Längsmagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu invertieren.

22. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die Sequenz der Schritte (a) bis (e) wenigstens einmal wiederholt wird.

23. Verfahren nach Anspruch 22, wobei der Magnetfeldgradient so gewählt wird, daß er eine von mehreren Richtungen in der Scheibe für jede Wiederholung der Schritte (a) bis (e) hat und wobei die Sequenz der Schritte (a) bis (e) wenigstens einmal für jede der mehreren Richtungen wiederholt wird.

24. Verfahren nach Anspruch 23, wobei der Magnetfeldgradient einen resultierenden Magnetfeldgradienten der vektoriellen Addition von wenigstens zwei Magnetfeldgradienten enthält, die innerhalb der Scheibe senkrecht zueinander sind.

25. Verfahren nach einem der Ansprüche 14, 22 oder 23, wobei ferner ein Spin-Echo-Signal von jedem der ersten und zweiten MR Signale gebildet wird und wobei der Abtast- bzw. Sampelschritt das Abtasten bzw. Sampeln der Spin-Echo- Signale enthält.

26. Verfahren nach Anspruch 25, wobei das Bilden eines Spin-Echo-Signals das Aussetzen der Scheibe mit einem 180º HF Puls nach jedem der Anregungsschritte enthält.

27. Verfahren nach Anspruch 25, wobei der Schritt des Bildens eines Spin-Echo-Signals das Anlegen von wenigstens einem dephasierenden Magnetfeldgradienten nach jedem der Anregungsschritte der einen Polarität enthält, um die angeregten Kernspins um einen vorbestimmten Betrag zu dephasieren, und dann die Polarität des dephasierenden Magnetfeldgradienten umgekehrt wird, um die Kernspins zu rephasieren, um Spin-Echosignale zu erzeugen, die jedem der ersten und zweiten MR Signale entsprechen.

28. Verfahren nach Anspruch 22, wobei ferner nach jedem der Anregungsschritte ein Magnetfeldgradient variabler Amplitude von einer von mehreren programmierbaren Amplituden angelegt wird, um räumliche Information in die ersten und zweiten MR Signale zu kodieren, und wobei die Sequenz der Schritte (a) bis (e) wenigstens einmal für jede der mehreren programmierbaren Amplituden wiederholt wird.

29. Verfahren nach Anspruch 28, wobei die ersten und zweiten MR Signale in Gegenwart eines im wesentlichen linearen Magnetfeldgradienten abgetastet werden, der eine Richtung im wesentlichen senkrecht zur Richtung des eine variable Amplitude aufweisenden Gradienten in der Scheibe hat.

30. Verfahren nach Anspruch 28 oder 29, wobei ferner ein Spin-Echo-Signal von jedem der ersten und zweiten MR Signale gebildet wird und wobei der Abtastschritt das Abtasten der Spin-Echo-Signale enthält.

31. Verfahren nach Anspruch 30, wobei der Schritt des Bildens eines Spin-Echo-Signals das Aussetzen der Scheibe nach dem Anlegen des eine variable Amplitude aufweisenden Magnetfeldgradienten mit einem 180º HF Puls enthält.

32. Verfahren nach Anspruch 30, wobei der Schritt des Bildens eines Spin-Echo-Signals das Anlegen von wenigstens einem dephasierenden Magnetfeldgradienten gleichzeitig mit dem Anlegen des eine variable Amplitude aufweisenden Gradienten, aber in einer Richtung entgegengesetzt dazu, von der einen Polarität aufweist, um die angeregten Kernspins um einen vorbestimmten Betrag zu dephasieren und dann die Polarität des dephasierenden Magnetfeldes umgekehrt wird, um so die Kernspins zu rephasieren, um dadurch Spin-Echo-Signale zu erzeugen, die jedem der ersten und zweiten MR Signale entsprechen.

33. Einrichtung, wenn geeignet programmiert, zum Ausführen des Verfahrens nach Anspruch 1 zum Messen der Größe einer Kernspin-Blutströmungsgeschwindigkeit innerhalb eines Gefäßes (102) in einer MR Probe (100), die in einem im wesentlichen homogenen Magentfeld angeordnet ist, gekennzeichnet durch:

(a) Mittel zum Markieren zu Zwecken der Identifikation mehrerer Kernspins in einer Scheibe (104) der Probe (100), die Kernspins in einem Teil des in der Scheibe (104) angeordneten Gefäßes (102) enthält,

(b) Mittel zum Anregen mehrerer Kernspins in der Scheibe (104), um ein erstes MR Signal (SI) zu erzeugen, das im wesentlichen von markierten Kernspins, die in der Scheibe (104) angeordnet sind, und von unmarkierten Kernspins ausgeht, die in dem Gefäß (102) in die Scheibe (104) hineinströmen, um wenigstens einige der markierten Kernspins zu ersetzen, die aus der Scheibe (104) herausströmen,

(c) Mittel zum Markieren zu Zwecken der Identifikation mehrerer Kernspins in einem Bereich der Probe (100), der wenigstens einen Teil des Gefäßes (102) enthält, wobei der Bereich auch die Scheibe (104) enthält und sich von dort in einer Richtung entgegengesetzt zur Strömungsrichtung erstreckt,

(d) Mittel zum Anregen von Kernspins in der Scheibe (104), um ein zweites MR Signal (SII) zu erzeugen, das im wesentlichen von markierten Kernspins, die in der Scheibe (104) angeordnet sind, und von markierten Kernspins ausgeht, die in dem Gefäß (102) von dem Bereich in die Scheibe (104) strömen, und

(e) Mittel zum Verwenden der ersten (SI) und zweiten (SII) MR Signale zum Ermitteln der Größe der Kernspin- Strömungsgeschwindigkeit in dem Gefäß (102) durch die Scheibe (104).

34. Einrichtung nach Anspruch 33, wobei die Mittel (a) und (c) zum Markieren jeweils den Schritt des Sättigens der Kernspins in der bildgebenden Scheibe und in dem Bereich enthalten.

35. Einrichtung nach Anspruch 34, wobei die Sättigungsmittel enthalten:

Mittel zum Anlegen eines Magnetfeldgradienten,

Mittel zum Aussetzen der Probe mit einem Magnetfeld, das bei der Larmor-Frequenz schwingt, in Gegenwart des Magentfeldgradienten, um so eine resultierende Quermagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu erzeugen, und

Mittel zum erneuten Anlegen des Magnetfeldgradienten zum Aufheben der resultierenden Quermagnetisierung.

36. Einrichtung nach Anspruch 33, wobei die Mittel (b) und (d) zum Anregen jeweils Mittel enthalten zum Aussetzen der MR Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, um so bevorzugt die Kernspins in der Scheibe anzuregen.

37. Einrichtung nach Anspruch 36, wobei das Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, einen selektiven 90º HF Puls aufweist.

38. Einrichtung nach Anspruch 37, wobei die Anregungsmittel (b) und (d) auf entsprechende Weise Mittel zum Aussetzen der MR Probe mit selektiven 90º HF Pulsen enthalten, die relativ zueinander 180º phasenverschoben sind, so daß die ersten und zweiten MR Signale ebenfalls 180º phasenverschoben zueinander sind.

39. Einrichtung nach Anspruch 33, wobei die Mittel (a) und (c) jeweils Mittel zum Aussetzen der Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem selektiven 180º HF Puls bei der Larmor-Frenquenz enthalten, um so bevorzugt die resultierende Längsmagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu invertieren.

40. Einrichtung nach Anspruch 33, wobei die Scheibe so gewählt ist, daß sie im wesentlichen senkrecht zur Richtung der Kernspinströmung in dem Gefäß ist.

41. Einrichtung nach Anspruch 33, wobei die Verwendungsmittel Mittel zum Erhalten der Differenz S zwischen den ersten und zweiten Signalen enthalten und die Kernspingeschwindigkeit ermittelt wird unter Verwendung der Relation

wobei:

p die Kernspindichte ist,

d der Gefäßdurchmesser ist,

v die Kernspin-Strömungsgeschwindigkeit ist,

42. Einrichtung nach Anspruch 33, wobei die Verwendungsmittel die Bildung des Verhältnisses der ersten und zweiten MR Signale enthalten und die Kernspingeschwindigkeit ermittelt wird unter Verwendung der Relation:

wobei:

SI das erste MR Signal ist,

SII das zweite MR Signal ist,

l die Breite der Scheibe ist,

v die Kernspin-Strömungsgeschwindigkeit ist,

43. Einrichtung nach Anspruch 33, wobei Mittel zum Wiederholen der funktionalen Sequenz der Mittel (a) bis (e) wenigstens einmal vorgesehen sind.

44. Einrichtung nach Anspruch 43, wobei Mittel zum Wiederholen der funktionalen Sequenz der Mittel (a) bis (e) wenigstens einmal mit einem unterschiedlichen Zeitintervall zwischen den Mitteln (a) und (b) zum Markieren und Anregen vorgesehen sind, das gleich dem Intervall zwischen dem Markieren und Anlegen ist.

45. Einrichtung nach Anspruch 44, wobei ferner Mittel zum Ermitteln der Spin-Gitter-Relaxationszeit der in dem Gefäß strömenden Kernspins vorgesehen sind unter Verwendung der Relation

wobei:

46. MR Einrichtung, wenn geeignet programmiert, zum Ausführen des Verfahrens nach Anspruch 14 zur Bildgebung einer Kernspin-Blutströmung in einem Gefäß einer MR Probe, die in einem im wesentlichen homogenen Magnetfeld angeordnet ist, gekennzeichnet durch

(a) Mittel zum Markieren mehrerer Kernspins in einer Scheibe der Probe enthaltend Kernspins in einem Teil des Gefäßes, das in der Scheibe angeordnet ist,

(b) Mittel zum Anregen mehrerer Kernspins in der Scheibe, um ein erstes MR Signal zu erzeugen, das im wesentlichen von den markierten Kernspins, die in der Scheibe angeordnet sind, und von unmarkierten Kernspins ausgeht, die in dem Gefäß in die Scheibe hineinströmen, um wenigstens einige der markierten Kernspins zu ersetzen, die aus der Scheibe herausströmen,

(c) Mittel zum Markieren mehrerer Kernspins in einem Bereich der Probe, der wenigstens einen Teil des Gefäßes enthält, wobei der Bereich auch die Probe enthält und sich von dort in einer Richtung senkrecht zur Strömungsrichtung erstreckt,

(d) Mittel zum Anregen von Kernspins in der Scheibe, um ein zweites MR Signal zu erzeugen, das im wesentlichen von markierten Kernspins, die in der Scheibe angeordnet sind, und von markierten Kernspins ausgeht, die in dem Gefäß von dem Bereich in die Scheibe strömen, und

(e) Mittel zum Abtasten bzw. Sampeln von jedem der ersten und zweiten MR Signale in Gegenwart wenigstens eines Magnetfeldgradienten zum Kodieren räumlicher Information der Kernspinverteilung von stationären Spins innerhalb der Scheibe und enthaltend die Verteilung von Kernspins, die in dem Teil des Gefäßes strömen, das in der Scheibe enthalten ist, und

(f) Mittel zum Konstruieren eines Bildes, das die Kernspinverteilung von in dem Gefäß strömenden Spins zeigt, wobei das Bild zusätzlich die relative Position des Gefäßes in der Scheibe zeigt.

47. Einrichtung nach Anspruch 46, wobei die Mittel (a) und (c) zum Markieren jeweils Mittel zum Aussetzen der Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem selektiven 180º HF Puls bei der Lamor-Frequenz enthalten, um so bevorzugt die resultierende Längsmagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu invertieren.

48. Einrichtung nach Anspruch 46, wobei die Mittel (a) und (c) zum Markieren jeweils Mittel zum Sättigen der Kernspins in der bildgebenden Scheibe und in dem Bereich enthalten.

49. Einrichtung nach Anspruch 48, wobei die Mittel zum Sättigen enthalten:

Mittel zum Anlegen eines Magnetfeldgradienten,

Mittel zum Aussetzen der Probe mit einem Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, in Gegenwart des letztgenannten Magnetfeldgradienten, um so eine resultierende Quermagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu erzeugen, und

Mittel zum erneuten Anlegen des letztgenannten Magnetfeldgradienten, um die resultierende Quermagnetisierung aufzuheben.

50. Einrichtung nach Anspruch 46, wobei die Mittel (b) und (d) zum Anregen Mittel enthalten zum Aussetzen der MR Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, um so bevorzugt die Kernspins in der Scheibe anzuregen.

51. Einrichtung nach Anspruch 50, wobei das Magnetfeld, das bei der Lamor-Frequenz schwingt, einen selektiven 90º HF Puls enthält.

52. Einrichtung nach Anspruch 51, wobei die Mittel (b) und (d) zum Anregen auf entsprechende Weise Mittel zum Aussetzen der MR Probe mit selektiven 90º HF Pulsen enthalten, die 180º relativ zueinander phasenverschoben sind, so daß die ersten und zweiten MR Signale ebenfalls 180º phasenverschoben zueinander sind.

53. Einrichtung nach Anspruch 46, wobei die Mittel (a) und (c) zum Markieren jeweils Mittel zum Aussetzen der Probe in Gegenwart eines Magnetfeldgradienten mit einem selektiven 180º HF Puls bei der Lamor-Frequenz enthalten, um so die resultierende Längsmagnetisierung in der Scheibe und in dem Bereich zu invertieren.

54. Einrichtung nach Anspruch 46, wobei Mittel zum Wiederholen der Sequenz der Mittel (a) bis (e) wenigstens einmal vorgesehen sind.

55. Einrichtung nach Anspruch 54, wobei der Magnetfeldgradient so gewählt wird, daß er eine von mehreren Richtungen in der Scheibe für jede funktionale Wiederholung der Mittel (a) bis (e) hat und wobei die funktionale Sequenz der Mittel (a) bis (e) wenigstens einmal für jede der mehreren Richtungen wiederholt wird.

56. Einrichtung nach Anspruch 55, wobei der Magnetfeldgradient einen resultierenden Magnetfeldgradienten der vektoriellen Addition von wenigstens zwei Magnetfeldgradienten enthält, die innerhalb der Scheibe senkrecht zueinander sind.

57. Einrichtung nach einem der Ansprüche 46, 54 oder 55, wobei ferner Mittel zum Bilden eines Spin-Echo-Signals von jedem der ersten und zweiten MR Signale und Mittel zum Abtasten bzw. Sampeln der Spin-Echo-Signale vorgesehen sind.

58. Einrichtung nach Anspruch 57, wobei die Mittel zum Bilden eines Spin-Echo-Signals Mittel enthalten zum Aussetzen der Scheibe mit einem 180º HF Puls nach jedem der Anregungsschritte.

59. Einrichtung nach Anspruch 57, wobei die Mittel zum Bilden eines Spin-Echo-Signals Mittel enthalten zum Anlegen von wenigstens einem dephasierenden Magnetfeldgradienten nach jedem der Anregungsschritte der einen Polarität, um die angeregten Kernspins um einen vorbestimmten Betrag zu dephasieren, und dann die Polarität des dephasierenden Magnetfeldgradienten umgekehrt wird, um die Kernspins zu rephasieren, um Spin-Echosignale zu erzeugen, die jedem der ersten und zweiten MR Signale entsprechen.

60. Einrichtung nach Anspruch 54, wobei ferner Mittel vorgesehen sind, um nach jedem der Anregungsschritte ein Magnetfeldgradient variabler Amplitude von einer von mehreren programmierbaren Amplituden anzulegen, um räumliche Information in die ersten und zweiten MR Signale zu kodieren, und wobei die funktionale Sequenz der Mittel (a) bis (e) wenigstens einmal für jede der mehreren programmierbaren Amplituden wiederholt wird.

61. Einrichtung nach Anspruch 60, wobei die ersten und zweiten MR Signale in Gegenwart eines im wesentlichen linearen Magnetfeldgradienten abgetastet werden, der eine Richtung im wesentlichen senkrecht zur Richtung des eine variable Amplitude aufweisenden Gradienten in der Scheibe hat.

62. Einrichtung nach Anspruch 60, wobei ferner Mittel zum Bilden eines Spin-Echo-Signals von jedem der ersten und zweiten MR Signale vorgesehen sind und wobei die Abtastmittel Mittel zum Abtasten der Spin-Echo-Signale enthalten.

63. Einrichtung nach Anspruch 62, wobei die Mittel zum Bilden eines Spin-Echo-Signals Mittel enthalten zum Aussetzen der Scheibe nach dem Anlegen des eine variable Amplitude aufweisenden Magnetfeldgradienten mit einem 180º HF Puls.

64. Einrichtung nach Anspruch 62, wobei die Mittel zum Bilden eines Spin-Echo-Signals Mittel enthalten zum Anlegen von wenigstens einem dephasierenden Magnetfeldgradienten gleichzeitig mit dem Anlegen des eine variable Amplitude aufweisenden Gradienten, aber in einer Richtung entgegengesetzt dazu, von der einen Polarität, um die angeregten Kernspins um einen vorbestimmten Betrag zu dephasieren und dann die Polarität des dephasierenden Magnetfeldes umgekehrt wird, um so die Kernspins zu rephasieren, um dadurch Spin-Echo-Signale zu erzeugen, die jedem der ersten und zweiten MR Signale entsprechen.