DE3642826A1

DE3642826A1 - Verfahren zum erzeugen eines nmr-bildes mit verbessertem signal-rausch-verhaeltnis

Info

Publication number: DE3642826A1
Application number: DE19863642826
Authority: DE
Inventors: Fall James Russell Mac; Gary Garold Glover
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1986-01-03
Filing date: 1986-12-16
Publication date: 1987-07-09
Also published as: GB2185111A; GB2230866B; JPH0360266B2; US4709212A; GB8630703D0; GB2185111B; GB2230866A; JPS62189055A; GB9014206D0

Description

Die Erfindung bezieht sich auf Verfahren zur Durchführung von magnetischen Kernresonanz (NMR)-Untersuchungen. Insbesondere betrifft die Erfindung verbesserte Verfahren zum vorteilhaften Kombinieren von mehreren erfaßten NMR-Bildern desselben Gebietes eines Abtastobjekts, um das Signal- Rausch-Verhältnis des sich ergebenden Bildes zu verbessern.

Verschiedene Techniken sind bekannt zum Erzeugen von NMR- Bildern, die bei der medizinischen Diagnose von Wert sein können. Im allgemeinen verlangen die Abbildungstechniken, daß das zu untersuchende Objekt oder die zu untersuchende Person in ein homogenes Magnetfeld gebracht und Hochfrequenz (HF)-Erregung sowie Magnetfeldgradientenimpulsen ausgesetzt wird. Die HF-Impulse erregen Kernspins in dem interessierenden Objektgebiet, um NMR-Signale zu erzeugen. Magnetfeldgradientenimpulse dienen zum örtlichen Festlegen des NMR- Signals auf ein besonderes Gebiet innerhalb des Objekts und zum Codieren von räumlicher Information. Die Abbildungstechniken unterscheiden sich in der Sequenz und in den Typen der benutzten HF- und Gradientenimpulse. Eine besondere Kombination von Impulsen wird im allgemeinen als eine "Impulssequenz" bezeichnet. Für eine gegebene Impulssequenz werden die Zeitintervalle zwischen Impulsen als Impulssequenztaktparameter bezeichnet.

Die beobachteten NMR-Signale hängen auf bekannte Weise von der Verteilung der Kernspinparameter ab, also von der Kernspindichte M _o der Spingitterrelaxationszeit T ₁ und der Spin-Spin-Relaxationszeit T ₂. Der Beitrag jedes derartigen Kernspinparameters zu dem beobachteten Signal verändert sich mit der besonderen Abbildungstechnik (Impulssequenz) und mit der Wahl der Takt- oder Zeitsteuerparameter.

Beispielsweise werden bei der Spinechoabbildungstechnik ein oder mehrere 180°-Zeitumkehr-Impulse benutzt, um Mehrfachspinechosignale für jeden HF-Erregerimpuls zu erzeugen. In dem Fall von Mehrfachspinechosignalen stammen die Signale von denselben Kernspins in dem erregten Gebiet, treten aber mit unterschiedlichen Echozeiten TE _i, mit i = 1, . . . 4, usw., auf, wobei i das erste, das zweite, usw. Spinechosignal bezeichnet. Im Verlauf einer vollständigen Abtastung werden ausreichend Daten gesammelt, um ein Bild zu rekonstruieren, das einem Spinechosignal zu jeder Zeit TE _i entspricht. Solche Bilder sind bekannt als erfaßte Mehrfachspinecho- NMR-Bilder. Die Bilder sind nicht identisch, da der Kontrast zwischen den verschiedenen Geweben sich bei unterschiedlichen Echozeiten TE _i aufgrund unterschiedlicher Spin-Spin-Abklingzeit T ₂ ändert. Darüber hinaus nimmt der Gesamtsignalpegel ab, was bewirkt, daß die Bilder dunkler werden, wenn TE _i zunimmt. Daher ist TE der Taktparameter für die Spinechoimpulssequenz, der den Beitrag von T ₂ zu dem NMR-Signal und schließlich den Bildkontrast beeinflußt.

Bei der medizinischen NMR-Abbildung ist ein Grund für das Erfassen von Mehrfachspinechobildern, daß verschiedene pathologische Befunde, wie beispielsweise ein Ödem, in Bildern besser sichtbar gemacht werden, die für längere TE- Zeiten empfindlich sind, wohingegen ein zugeordneter Tumor mit kürzeren Echozeiten besser abgebildet werden kann. Da es bekannt ist, daß bei gewissen Kombinationen von T ₁ und T ₂ einige Gewebe oder pathologische Befunde den Kontrast null haben können, reduziert außerdem die Mehrfachechoabtastung die Gefahr, eine Struktur oder einen pathologischen Befund nicht sichtbar zu machen. Ein weiterer Grund dafür, daß solche Mehrfachspinechobilder routinemäßig erfaßt werden, besteht darin, daß die Abtastzeit durch die Erfassung von mehr als einem Spinechosignal nicht nennenswert vergrößert wird. Das ist auf die Tatsache zurückzuführen, daß die Zeit, die zum Erfassen der zusätzlichen Spinechosignale benutzt wird, normalerweise damit verbracht wird, zu warten, daß die Kernspins zum Gleichgewicht zurückkehren, bevor der nächste Erregerschritt ausgeführt wird.

Eine Möglichkeit, die es erwünscht erscheinen ließe, solche Mehrfachspinechobilder zu benutzen, besteht darin, beispielsweise zu versuchen, die Bilder auf irgendeine Weise zu mitteln, um das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) in dem gemittelten Bild zu verbessern. Es ist beispielsweise bekannt, daß, wenn Bilder mit derselben Impulssequenz und Impulstaktsteuerung erfaßt werden, ein neues Bild, welches die Mittelung der anderen Bilder ist, ein verbessertes Signal- Rausch-Verhältnis aufweisen wird. Obgleich Mehrfachspinechosignale desselben Gebiets mit derselben Impulssequenz erfaßt werden, haben sie nicht dieselbe Taktgebung, da jedes Bild einer anderen Spinechozeit entspricht. Das Ergebnis ist, daß die unterschiedliche Taktgebung Bilder erzeugt, in denen dieselben Strukturen unterschiedliche Kontraste haben, so daß die einfache Addition der Bilder zu einem Bild führen kann, das nicht auf einfache Weise interpretierbar und daher nicht sehr brauchbar ist.

Die gleiche Schwierigkeit besteht beim Interpretieren von Bildern, die aus Einzelspinechosequenzen erfaßt werden, wobei die Bilder desselben Objektgebiets jeweils für denselben Wert von TE, aber mit unterschiedlichen Werten der Impulssequenzwiederholzeit TR erfaßt werden. Jedes Bild würde andere Kontraste aufgrund der unterschiedlichen Spingittererholungszeiten T ₁ haben. Daher ist TR der Taktparameter für die mehrfache TR-Impulssequenz, der den Beitrag von T ₁ zu dem Signal und dem Bildkontrast beeinflußt. Diese Bilder können aus Gründen erfaßt werden, die den oben für Mehrechobilder erläuterten gleichen. Unterschiedliche pathologische Befunde können in diesem Fall den besten Kontrast bei verschiedenen Werten von TR haben. Das Erzielen von (z. B. vier) Bildern mit unterschiedlichen Werten von TR wird jedoch beträchtlich mehr Zeit erfordern als das Erfassen eines Bildes, anders als in dem oben erwähnten Mehrechofall. Wieder ist es erwünscht, die bei verschiedenen Werten von TR erfaßten Bilder zu kombinieren, so daß das resultierende Bild klar interpretierbare Merkmale hat und außerdem eine Verbesserung aufweist.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zum zweckmäßigen Verknüpfen von Mehrfachspinechobildern zum Erzeugen eines Bildes, das ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis hat, zu schaffen.

Weiter soll durch die Erfindung ein Verfahren zum zweckmäßigen Verknüpfen von Spinechobildern mit unterschiedlichen Impulssequenzwiederholzeiten TR zum Verbessern des Signal- Rausch-Verhältnisses des sich ergebenden Bildes geschaffen werden.

Schließlich soll durch die Erfindung ein Verfahren zum zweckmäßigen Kombinieren von Bildern geschaffen werden, die aus Impulssequenzen resultieren, welche eine unterschiedliche T₁- und/oder T₂-Gewichtung haben.

Die Erfindung schafft ein Verfahren zum Erzeugen von NMR- Bildern, die verbesserte Signal-Rausch-Verhältnisse relativ zu einem erfaßten NMR-Bild haben, welches einen im wesentlichen gleichen Kontrast hat, wobei der Bildkontrast durch wenigstens einen kontrastbestimmenden Parameter bestimmt wird. Das Verfahren beinhaltet die Schritte, ausreichend NMR-Daten aus einem Abtastobjekt zu erfassen, um mehrere NMR-Parameter des Objekts räumlich zu kennzeichnen und mehrere Werte zu erzeugen, die in Beziehung zu wenigstens einem der NMR-Parameter stehen. Ein Wert wird dann für jeden der kontrastbestimmenden Parameter gewählt, woran sich das Erzeugen eines NMR-Bildes unter Verwendung der erzeugten Werte und der gewählten Werte der kontrastbestimmenden Parameter anschließt. Die Werte der kontrastbestimmenden Parameter werden so gewählt, daß das berechnete Bild ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis in bezug auf ein erfaßtes Bild, das im wesentlichen den gleichen Kontrast hat, aufweist.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher beschrieben.

Es zeigen

Fig. 1 ein Blockschaltbild eines NMR-Systems,

Fig. 2 zwei Ansichten einer exemplarischen Ausführungsform einer Spinecho-Fourier-Transformation- NMR-Impulssequenz vom als Spinverdrehung (spin warp) bekannten Typ, der bei der Durchführung des Verfahrens nach der Erfindung brauchbar ist,

Fig. 3 eine Folge von NMR-Spinechosignalen, die aufgrund des Spin-Spin-Abklingens variable Amplituden haben,

Fig. 4 gleicht Fig. 2 und zeigt zwei Ansichten einer Spinverdrehungsimpulssequenz, die bei der Erfindung verwendbar ist, zum Erfassen von Bilddaten bei unterschiedlichen Wiederholzeiten TR,

Fig. 5 graphisch die Bildelementintensität über der Sequenzwiederholzeit TR, und

Fig. 6A und 6B graphisch das Verhältnis R über der Spinechoverzögerungszeit TE _c.

Fig. 1 zeigt in Form eines Blockschaltbildes die Hauptbestandteile eines exemplarischen NMR-Systems. Es versteht sich jedoch, daß das eine exemplarische Ausführungsform der Vorrichtung ist und daß tatsächlich die Erfindung nicht vorrichtungsabhängig ist. Der gesamte Systembetrieb steht unter der Steuerung eines Computersystems, das insgesamt mit 100 bezeichnet ist und einen Hauptcomputer (CPU) 101 (z. B. einen Data General MV4000) aufweist. Dem Computer ist ein Interface 102 zugeordnet, über das mehrere Computerperipheriegeräte und andere NMR-Systemkomponenten angeschlossen sind. Zu den Computerperipheriegeräten gehört eine Magnetbandantriebseinheit 104, die unter der Leitung des Hauptcomputers benutzt werden kann, um Patientendaten und Bilder auf Band zu archivieren. Verarbeitete Patientendaten können außerdem in einer Bildplattenspeichervorrichtung 110 gespeichert werden. Ein Arrayprozessor 106 wird zum Vorverarbeiten von Daten und zur Datenrekonstruktion benutzt. Ein Bildprozessor 108 hat die Funktion, für interaktive Bildanzeigemanipulation zu sorgen, wie beispielsweise Vergrößerung, Bildvergleich und Graustufungseinstellung. Das Computersystem ist mit einer Einrichtung 112 zum Speichern von rohen (unrekonstruierten) Bilddaten versehen, in der ein Plattendatenspeichersystem benutzt wird. Eine Bedienerkonsole 116 ist ebenfalls mit dem Computer durch das Inteface 102 verbunden und ermöglicht dem Bediener, eine Patientenuntersuchung betreffende Daten sowie zusätzliche Daten einzugeben, die für den richtigen Betrieb des NMR-Systems notwendig sind, beispielsweise zum Einleiten und Beendigen von Abtastungen. Die Bedienerkonsole 116 kann außerdem benutzt werden, um Bilder anzuzeigen, die auf Platten oder Magnetband gespeichert sind.

Das Computersystem übt die Kontrolle über das NMR-System mittels Steuer- und Gradientenverstärkersystemen aus, die insgesamt mit 118 bzw. 128 bezeichnet sind. Der Computer tritt mit der Systemsteuerung 118 über ein digitales Datenübertragungsnetzwerk 103 (z. B. das Ethernet-Netzwerk) auf bekannte Weise in Verbindung. Die Systemsteuerung 118 enthält mehrere Untersysteme, wie beispielsweise den Impulssteuermodul (PCM) 120, einen Hochfrequenz-Sender-Empfänger 122, einen Status- und Steuermodul (SCM) 124 und die insgesamt mit 126 bezeichneten Stromversorgungen, die zum Speisen der Komponenten notwendig sind. Der Impulssteuermodul 120 benutzt Steuersignale, die durch den Computer 101 geliefert werden, um digitale Takt- und Steuersignale zu erzeugen, wie beispielsweise die Stromwellenformen, die zur Gradientenspulenerregung benutzt werden, sowie HF-Hüllwellenformen, die in dem Sender-Empfänger zum Modulieren der HF- Impulse benutzt werden. Die Gradientenwellenformen werden dem Gradientenverstärkersystem 128 zugeführt, das insgesamt aus G_x-, G_y- und G_z-Verstärkern 130, 132 bzw. 134 besteht, die jeweils benutzt werden, um eine entsprechende Gradientenspule in einer Vorrichtung zu erregen, die insgesamt mit 136 bezeichnet und Teil einer Hauptmagnetvorrichtung 146 ist. Wenn die Gradientenspulen erregt sind, erzeugen sie im wesentlichen lineare, zueinander orthogonale Magnetfeldgradienten G _x, G _y und G _z, die in den X-, Y- und Z-Achsenrichtungen eines Kartesischen Koordinatensystems ausgerichtet sind. Der Schnittpunkt, der durch die Ebenen definiert ist, die jeweils die Gradienten enthalten, wird als ein "Isocenter" bezeichnet und befindet sich normalerweise im wesentlichen im Mittelpunkt des statischen Magnetfeldvolumens. Die rekonstruierten Bilder sind typisch in dem Isocenter zentriert.

Die Gradientenmagnetfelder werden in Kombination mit Hochfrequenzimpulsen benutzt, welche durch den Sender-Empfänger 122 erzeugt werden, um räumliche Information in NMR-Signale zu codieren, welche von dem Gebiet des Patienten, das untersucht wird, ausgehen. Die Wellenformen und Steuersignale, die durch den Impulssteuermodul 120 geliefert werden, werden durch das Sender-Empfänger-Untersystem 122 zur HF-Trägermodulation und zur Steuerung der Betriebsart, d. h. der Sende- oder Empfangsbetriebsart benutzt. In der Sendebetriebsart liefert der Sender eine Hochfrequenzträgerwellenform, die gemäß den Steuersignalen moduliert ist, zu einem HF-Leistungsverstärker 123, der dann die HF-Spulen 138 erregt, welche sich in der Hauptmagnetvorrichtung 146 befinden. Die NMR-Signale, die durch die angeregten Kerne abgestrahlt werden, werden durch dieselbe HF-Spule, die zum Senden benutzt wird, oder durch eine andere HF-Spule abgefühlt. Die Signale werden in dem Empfängerabschnitt des Sender-Empfängers erfaßt, gefiltert und digitalisiert. Die digitalisierten Signale werden mittels einer zweckbestimmten, unidirektionalen, digitalen Hochgeschwindigkeitsverbindung 105, die das Interface 102 und den Sender-Empfänger 122 miteinander verbindet, zur Verarbeitung zu dem Hauptcomputer gesendet.

Der Impulssteuermodul 120 und der Status- und Steuermodul 124 sind unabhängige Untersysteme, die beide mit dem Hauptcomputer 101, Peripheriesystemen, wie beispielsweise einem Patientenpositioniersystem 152 sowie mit einander über eine Verbindung 103 in Verbindung treten. Der Impulssteuermodul 120 und der Status- und Steuermodul 124 bestehen jeweils aus einem 16-Bit-Mikroprozessor (z. B. einem Intel 8086) zum Verarbeiten von Befehlen aus dem Hauptcomputer. Der Status- und Steuermodul 124 enthält eine Einrichtung zum Erfassen von Information bezüglich der Position des Patiententrägers (nicht dargestellt) und der Position eines beweglichen Patientenausrichtlichtfächerbündels (nicht dargestellt). Diese Information wird durch den Hauptcomputer benutzt, um die Bildanzeige- und -rekonstruktionsparameter zu modifizieren. Der Status- und Steuermodul 124 leitet außerdem Funktionen ein, wie beispielsweise die Betätigung der Patiententransport- und -ausrichtsysteme.

Die Gradientenspulenvorrichtung 136 und die HF-Sende- und -empfänger-Spulen 138 sind in der Bohrung des Magnets befestigt, der zum Erzeugen des polarisierenden Magnetfeldes benutzt wird. Der Magnet ist ein Teil der Hauptmagnetvorrichtung 146, die das Patientenausrichtsystem 148, eine Trimmspulenstromversorgung 140 und eine Hauptmagnetstromversorgung 142 aufweist. Die Trimmspulenstromversorgung 140 wird benutzt, um die Trimmspulen zu erregen, die dem Hauptmagnet zugeordnet sind und benutzt werden, um Inhomogenitäten in dem polarisierenden Magnetfeld zu korrigieren. In dem Fall eines mit ohmschem Widerstand behafteten Magneten wird die Hauptmagnetstromversorgung 142 benutzt, um den Magnet ständig zu erregen. Im Falle eines supraleitenden Magneten wird die Stromversorgung benutzt, um den Magnet in das richtige Betriebsfeld zu bringen, woraufhin sie abgeschaltet wird. Das Patientenausrichtsystem 148 arbeitet in Kombination mit einem Patiententräger- und -transportsystem 150 und dem Patientenpositioniersystem 152. Zum Minimieren der Störung durch äußere Quellen sind die NMR-Systemkomponenten, die aus der Hauptmagnetvorrichtung, der Gradientenspulenvorrichtung und den HF-Sende- und -empfänger-Spulen sowie aus den zugeordneten Stromversorgungen und den Patientenhandhabungsvorrichtungen bestehen, in einen HF-abgeschirmten Raum eingeschlossen, der insgesamt mit 144 bezeichnet ist. Die Abschirmung besteht im allgemeinen aus einem Kupfer- oder Aluminiumgitternetzwerk, das den gesamten Raum umschließt. Das Gitternetzwerk dient dazu, die HF-Signale, die durch das System erzeugt werden, in diesem zu halten und dabei das System vor HF-Signalen, die außerhalb des Raums erzeugt werden, abzuschirmen. Eine bidirektionale Dämpfung von ungefähr 100 dB ist in dem Betriebsfrequenzbereich typisch.

Eine Impulssequenz, die zum Erfassen von Mehrfachspinechobilddaten brauchbar ist, ist in Fig. 2 gezeigt, die zwei Ansichten einer zweidimensionalen Fourier-Transformations (2DFT)-NMR-Abbildungstechnik zeigt, die üblicherweise als Spinverdrehung bezeichnet wird. Die Ansichten umfassen Intervalle 1-10 und 11-20, was längs der horizontalen Achse angegben ist. Eine vollständige Impulssequenz (Abtastung) würde typisch aus 128, 256 und 512 Ansichten bestehen, die im wesentlichen miteinander identisch sind, mit der Ausnahme, daß eine andere Amplitude des Phasencodiermagnetfeldgradientenimpulses G _y, der längs der vertikalen Achse angegeben ist, in jeder Ansicht benutzt wird (unter der Annahme, daß keine Mittelung erfolgt).

Eine exemplarische Ansicht, die die Intervalle 1-10 umfaßt, wird nun im einzelnen beschrieben. In dem Intervall 1 wird ein selektiver 90°-HF-Erregerimpuls in Gegenwart eines positiven G_z-Gradientenimpulses angelegt, so daß bevorzugt Kernspins in einem vorbestimmten Gebiet eines Abtastobjekts (nicht dargestellt) erregt werden, die die Präzessionsfrequenzen haben, welche durch die Larmor-Gleichung vorausgesagt werden. Ein negativer G_z-Impuls wird in dem Intervall 2 angelegt, um die Kernspins, die in dem Intervall 1 erregt worden sind, wieder in Phase zu bringen. Typisch werden die G_z-Gradientenimpulse so ausgewählt, daß das Zeitintegral der Gradientenimpulswellenform über dem Intervall 2 gleich einer negativen Hälfte des Zeitintegrals der Gradientenimpulswellenform über dem Intervall 1 ist. Die G_x- und G_y- Magnetfeldgradientenimpulse werden gleichzeitig mit dem G_z- Gradientenimpuls in dem Intervall 2 angelegt. Der G_y-Gradient hat die oben angegebene Funktion, d. h. dient zum Codieren der Phaseninformation in die erregten Kernspins. Der G_x-Gradient dient dem Zweck, die erregten Kernspins um ein vorbestimmtes Ausmaß in der Phase zu verschieben, um das Auftreten des NMR-Spinechosignals in dem Intervall 4 bis zu einer Zeit TE ₁ nach dem mittleren Anlegen des Erregerimpulses in dem Intervall 1 zu verzögern. Das Spinechosignal wird durch das Anlegen eines 180° invertierenden Impulses in dem Intervall 3 erzeugt. Das Spinechosignal wird in dem Intervall 4 in Gegenwart eines linearen G_x-Ablesegradienten abgetastet. Gemäß der Technik der Mehrfachspinechoabbildung werden zusätzliche invertierende 180°-HF-Impulse in den Intervallen 5, 7 und 9 angelegt, so daß Spinechosignale in den Intervallen 6, 8 bzw. 10 erzeugt werden, die mit Echoverzögerungszeiten TE ₂, TE ₃ bzw. TE ₄ auftreten. Die Spinechosignale, die in den Intervallen 6, 8 und 10 auftreten, werden außerdem in Gegenwart der linearen G_x-Ablesegradienten beobachtet. Die NMR-Information, die in dem NMR-Signal durch die Phasencodierung und die Ablesegradienten codiert ist, wird auf bekannte Weise wiedergewonnen, indem zweidimensionale Fourier-Transformationstechniken benutzt werden. Es sei beachtet, daß die Anzahl der Spinechosignale, die in einer einzelnen Ansicht erfaßt werden können, schließlich durch die T₂-Relaxationskonstante der Kerne in dem interessierenden Gebiet begrenzt wird.

Der Erreger-/Abtastprozeß, wie er oben beschrieben ist, wird in jeder Ansicht der Impulssequenz wiederholt, bis der G_y-Gradient seinen Amplitudenbereich (128, 256, usw.) durchlaufen hat. Auf diese Weise werden im Verlauf einer vollständigen Abtastung vier Spinechosignale in der erfaßten Impulssequenz nach Fig. 2 in jeder Ansicht beobachtet, was ausreichend Daten ergibt, um vier Bilder zu rekonstruieren, von denen jedes den Spinechosignalen entspricht, die zu den Echozeiten TE ₁-TE ₄ auftreten. Die Wiederholzeit TR, die in Fig. 2 angegeben ist, ist die Zeitspanne zwischen dem Beginn einer Impulssequenz einer Ansicht und dem Beginn einer nachfolgenden (im wesentlichen identischen, mit Ausnahme der Amplitude des G_y-Phasencodiergradienten) Impulssequenz der nächsten Ansicht. Gemäß der Darstellung in Fig. 2 wird TR zwischen dem mittleren Anlegen von 90°-HF-Impulsen und anschließenden Ansichten gemessen. Typisch wird TR im Verlauf einer einzelnen Abtastung nicht verändert. TR kann jedoch von einer Abtastung zur nächsten verändert werden.

Das Signal, das in einer NMR-Vorrichtung aufgrund von Spins erzeugt wird, die durch typische Impulssequenzen erregt werden, kann unter Verwendung der Bloch-Gleichungen analysiert werden, die auf dem NMR-Gebiet bekannt sind (P. Mansfield, P. G. Morris, "NMR Imaging in Biomedicine", Academic Press, New York (1982), S. 42, und R. Freeman and H. D. W. Hill, J. Magn. Reson., Band 4, S. 366 (1971)). Das Ergebnis der Anwendung der Bloch-Gleichungen auf die Einzelecho-Spinechosequenz (z. B. Fig. 4) (Modern Neurology, Band 2, T. H. Newton und D. G. Potts, eds., Kapitel 5, S. 97 ff, Clavadel Press, San Anselmo, CA (1984)) ist gegeben durch:

Für n Echos würde eine gleiche Analyse folgende Formel ergeben: wobei I _i die Intensität eines gegebenen Bildelements in dem Bild ist, das dem i-ten Echo entspricht, A ein Umwandlungsfaktor ist, TR die Sequenzwiederholzeit ist und Δ TE die Zeit zwischen aufeinanderfolgenden Echozeiten ist (d. h. im allgemeinen gilt Δ TE = TE _i+1-TE _i).

Es ist instruktiv, das Konzept der berechneten Bilder zu betrachten. bei dem von Formeln Gebrauch gemacht wird, wie sie in den Gleichungen (1) und (2) angegeben sind. Ein berechnetes Bild ist ein Bild, in welchem jedes Bildelement eine Intensität hat, die zu nur einem der gewebespezifischen Parameter proportional ist. z. B. zu T ₁, T ₂ oder zur Spindichte M _o. Ein weiteres brauchbares Konzept ist das eines Pseudodichte(PD)- Bildes, in welchem die Intensität proportional zur Spindichte ist, gewichtet durch eine Funktion von nur einem der Relaxationsparameter (z. B. T ₁ oder T ₂) und der Taktparameter (z. B. TR oder TE). Die Techniken zum Erzeugen von solchen berechneten Bildern aus den Bilddaten und ihre Anwendung auf die vorliegende Erfindung werden im folgenden erläutert.

Der Einfachheit halber wird angenommen, daß jede Bildelementstelle in dem abgebildeten Objekt durch drei NMR-Parameter beschrieben werden kann: die Spingitterelaxationszeit T ₁, die Spin-Spin-Relaxationszeit T ₂ und die Spindichte M _o. Es ist klar, daß jeder dieser Parameter von Bildelement zu Bildelement variieren kann. Es werde der Fall von Mehrfachspinechodaten als ein einfaches Beispiel der Technik betrachtet. Die Intensität eines gegebenen Bildelements in einem Bild, die der Echozeit TE _i entspricht, ist in vereinfachter Form durch die Gleichung (2) gegeben als

Die Funktion f enthält die T ₁-Abhängigkeit der Sequenz, d. h.

Der Wert von T ₂ für ein besonderes Bildelement in einem berechneten T₂-Bild kann gefunden werden, indem unter Anwendung der bekannten Technik der linearisierten kleinsten Quadrate (z. B. P. R. Bevington, "Data Reductional Analysis for the Physical Sciences", McGraw Hill, New York, (1969) Kapitel 8 und 11) eine Anpassung an die Intensitätsdaten bei jeder Echozeit TE _i in folgender Exponentialform vorgenommen wird

Die Beziehung der Datenpunkte, die durch die Gleichung (3) beschrieben wird, und der Parameter (PD, TE _i und T ₂) für die Anpassung, welche durch die Gleichung (2) beschrieben ist, ist als Diagramm in Fig. 3 gezeigt. In der Gleichung (4) sind A, M _o und f (T ₁, TR, Δ TE) in eine Konstante PD aufgenommen worden, da sie nicht von T ₂ abhängen. Die Konstante PD kann als Pseudospindichte bezeichnet werden, da sie in Wirklichkeit eine Abhängigkeit von der wahren Kernspindichteverteilung M _o, T ₁, TR und Δ TE hat. In Gleichung (4) ist vorausgesetzt, daß das T ₂-Abklingen eine Exponentialfunktion mit einer einzigen Abklingkonstante T ₂ ist. Typisch gibt für vier Datenpunkte (300-303 Fig. 3) eine einzelne Exponentialkurve eine gute Anpassung. Bei der medizinischen NMR-Abbildung hat, wie die klinische Erfahrung zeigt, das meiste Gewebe sich als nicht so offensichtlich multiexponentiell erwiesen, daß ein Einzelexponentialmodell für vier Datenpunkte nicht zufriedenstellend sein sollte.

Mit mehr Datenpunkten im Gewebe, von dem bekannt ist, daß es multiexponentiell ist, wie beispielsweise Fettleber oder die Brust, würde die Funktion, die für die Anpassung benutzt wird, mehr Glieder haben. Die Ausdehnung der Anpassungsgleichung von beispielsweise einer Einzelexponentialgröße (Gleichung (4)) auf zwei Exponentialgrößen ist in Gleichung (5) gezeigt.

Die Gleichung (5) ist ein genauerer Ausdruck der Gleichung (3) für ein System, das zwei Spin-Spin-Abklingkonstanten (T ₂₁ und T ₂₂) hat, wobei PD ₀₁ die Pseudospindichte ist, die der Spin-Spin-Relaxationszeit T ₂₁ entspricht, und wobei PD ₀₂ die entsprechende Pseudospindichte für T ₂₂ ist. In diesem Fall würde die komplexere Gleichung an die Daten angepaßt werden müssen, um T ₂₁, T ₂₂ und PD ₀₂/PD ₀₁ zu gewinnen. Das wird im allgemeinen die Erfassung von mehr Spinechosignalen erfordern, um dieselbe Genauigkeit wie in dem einfacheren Fall zu erzielen, der durch die Gleichung (4) beschrieben wird. Das Ausdehnen auf mehr Exponentialgrößen erfolgt durch Addieren von mehr Gliedern zur Gleichung (5).

Es werden nun der Einfachheit halber nur Einzelexponentialfälle betrachtet. Die Gleichung (4) kann benutzt werden, um eine Anpassung in jedem Punkt (Bildelement) in dem Bild vorzunehmen, um zwei neue Bilder zu gewinnen: eines, in welchem die Intensität in jedem Punkt der Wert von PD ist, der aus der Anpassung in diesem Punkt resultiert, und ein weiteres, in welchem die Intensität in jedem Punkt das T ₂ aus der Anpassung ist. Für eine Einzelexponentialgröße (Gleichung (4)) kann, wenn den unten angegebenen Gleichungen gefolgt wird, gezeigt werden, daß vernünftige Schätzwerte der Parameter T ₂ und PD aus den Daten I _i erzeugt werden. Diese Gleichungen resultieren aus einer linearisierten Analyse nach der Methode der kleinsten Quadrate. Es ist klar, daß andere äquivalente Ausdrücke zum Berechnen von T ₂ und PD benutzt werden könnten.

In den Gleichungen (6a) und (6d),

Y _i = ln (I _i) (7a)
x _i = TE _i (7b)
w _i = I _i / σ _i (7c)

wobei σ _i ² die Varianz des I _i ist. Typisch haben bei der NMR- Abbildung I _i alle denselben Wert σ _i. Das PD-Bild enthält sowohl T ₁ als auch wahre Spindichtefaktoren, wogegen das T₂- Bild nur T₂-Faktoren enthält. Die Werte von T ₂ und PD, die unter Benutzung der Gleichungen (7a)-(7c) berechnet werden, können in der Gleichung (4) benutzt werden, um ein Bild zu erzeugen, das einer besonderen Spinechozeit TE _c entspricht (wie beispielsweise das in Fig. 3 längs der horizontalen Achse gezeigte), für das tatsächliche Spinechodaten nicht beobachtet wurden. Die Gleichung (4) wird benutzt, um eine Bilddichte I _c (auf der vertikalen Achse aufgetragen) in jedem Bildpunkt mit den entsprechenden Werten von PD und T ₂ zu berechnen, die vorher bestimmt worden sind,

Es ist möglich, ein solches erzeugtes Bild bei jedem Wert von TE _c zu produzieren. Es ist jedoch am zweckmäßigsten, eine TE_c-Zeit zu wählen, die in dem Bereich der Zeit liegt, welche durch die tatsächlich beobachteten Spinechosignale TE ₁-TE ₄ überspannt wird, wie es in Fig. 3 gezeigt ist. Wenn TE _c vergrößert wird, wird der T₂-Kontrast im allgemeinen deutlicher werden, bis das Rauschen dominiert. Übereinstimmung zwischen dem erzeugten Bild und einem tatsächlichen (erfaßten) Bild bei TE _c wird von dem Wert von TE _c abhängen, der gewählt wird, und von der Qualität der Anpassung. Für Werte von TE _c in dem Bereich von dem der erfaßten Bilder (d. h. zwischen TE ₁ und TE ₄) in einer Mehrechosequenz wird die Übereinstimmung gut sein. Für Werte von TE _c außerhalb des Bereiches können die berechneten Bilder von dem korrekten Wert divergieren, insbesondere wenn eine einzelne Exponentialanpassung bei Multiexponentialdaten benutzt wird. Im allgemeinen ergeben jedoch die erzeugten Bilder eine nahekommende Darstellung des Kontrasts in einem erfaßten Bild bei diesem Wert von TE _c. Das erzeugte Bild ist eine zweckmäßige Kombination der ursprünglichen erfaßten Bilder, da es die Kontraste wiedergibt, die ein Einzelspinechobild haben würde, wenn es bei TE _c erfaßt werden würde.

Ein Verwendungszweck des Verfahrens nach der Erfindung ist die Erzeugung eines Spinechobildes durch Berechnen eines Bildintensitätswertes I _c bei jedem Bildelement unter Verwendung der Gleichung: wobei T ₂ und PD unter Verwendung der Gleichungen (6a)-(6d) berechnet werden. Die Beziehung zwischen typischen Werten von I _c, TE _c und den in der Gleichung (3) angegebenen Größen I _i, TE _i ist als Diagramm in Fig. 3 gezeigt. Das erzeugte Bild hat im allgemeinen ein besseres Signal-Rausch-Verhältnis im Vergleich zu einem Bild, das erfaßt wird, indem ein Einzelspinechosignal mit derselben Spinechozeit TE _c und derselben Sequenzwiederholzeit TR benutzt wird.

Ob das erzeugte Bild ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis gegenüber dem erfaßten Bild hat, hängt davon ab, ob das Varianzverhältnis R einen Wert hat, der kleiner als eins ist, wobei: wobei

Der Ausdruck für R ² ist das Verhältnis der Varianz eines Bilelements in dem erzeugten Bild zur Varianz eines Bildelements in dem Bild, das sich ergeben würde, wenn ein Bild bei TE = TE _c erfaßt werden würde. Wenn der Ausdruck kleiner als eins ist, ist daher die Varianz in dem erfaßten Bild größer als die Varianz des erzeugten Bildes. Da die Bildelementintensität für beide Bilder die gleiche ist, ist das Signal-Rausch-Verhältnis, welches das Signal dividiert durch die Quadratwurzel der Varianz ist, in dem erzeugten Bild besser.

Die Verwendung der Gleichung (9), um zu bestimmen, ob ein erzeugtes Bild ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis hat, ist lediglich exemplarisch. Andere Methoden können ebenfalls benutzt werden. Beispielsweise könnte eine experimentelle Lösung benutzt werden, wodurch eine Anzahl von Bildern bei unterschiedlichen Werten von TE _c erzeugt werden könnte und dann die Signal-Rausch-Verhältnisse der Bilder mit denen von erfaßten Bildern verglichen werden könnten, die im wesentlichen denselben Kontrast haben, um Werte TE _c zu gewinnen, für die das Signal-Rausch-Verhältnis verbessert ist.

Der Ausdruck (9) wird unter Verwendung von bekannten statistischen und mathematischen Techniken aus den Gleichungen (6a-d) gewonnen. Für andere Signalabhängigkeitsformeln, wie beispielsweise gemäß der Gleichung (5), oder Berechnungsformeln, die sich von den Gleichungen (6a-d) unterscheiden, würde ein modifizierter Ausdruck benutzt werden, der für den Fachmann herleitbar ist.

Als Hintergrundmaterial wird ein Beispiel einer solchen Herleitung der Gleichung (9) nun beschrieben.

Die Varianz in dem berechneten Bild (I _c) ist mit σ ² _I bezeichnet. I _c ist durch die Gleichung (8) gegeben.

σ ² _I ist eine Funktion der statistischen Variation in PD und T ₂, da TE _c fest ist. Die statistische Variation in PD und T ₂ wird durch die (unabhängige) statistische Variation von I _i bestimmt, da PD und T ₂ Funktionen von I _i sind (Gleichungen (6a-d)). Jedes I _i hat dieselbe Varianz aufgrund der Besonderheiten der NMR-Datenerfassung, obgleich das keine Beschränkung für diese Technik ist. Standardliteraturstellen, wie beispielsweise Bevington (oben angegeben), zeigen daß wobei σ ² die (gemeinsame) Varianz von I _i ist. Die partiellen Ableitungen werden unter Verwendung der Gleichungen (6a-d) berechnet. Die Ableitungen sind bei dem Mittelwert von jedem I _i zu berechnen: wobei die Mittelwerte durch den "Querstrich" angegeben sind, z. B. I _i, PD oder T ₂. Typisch können bei einem zweckmäßig guten Signal-Rausch-Verhältnis (größer als z. B. 7, was bei der NMR-Abbildung üblicherweise der Fall ist) T ₂ und gegeneinander austauschbar benutzt werden.

Nun gilt und außerdem unter Verwendung der Kettenregel und der Gleichung (6b) Die Gleichung (6c) ergibt und die Gleichung (7a) ergibt Wieder unter Verwendung der Kettenregel und aus der Gleichung (6a) unter Verwendung von w _i aus der Gleichung (7c) und des Ausdrucks für den Mittelwert von I _i (Gleichung 11) ergibt sich aus den obigen Ausdrücken wobei die Bezeichnung , ², usw. in der Gleichung (9) oben eingeführt wurde.

Unter Verwendung des obigen und der Gleichung (12) ergibt sich daher Die Gleichung (10) wird dann Außerdem ergibt sich aus obigem und der Gleichung (6d) so daß gilt und das Bilden der Summe ergibt was die Gleichung (9) ist.

Der Ausdruck R = σ _I/σ über TE _c ist in den Fig. 6A und 6B graphisch dargestellt für N = 4, TE _i = 25, 50, 75, 100 ms, für T ₂ = 5, 15, 30, 50, 100, 200, 300. Es sei beachtet, daß es zwei Gebiete gibt, wo R unter eins fällt. Das erste Gebiet ist nahe TE _c = 50 ms. Das andere Gebiet gilt für große Werte von TE _i. Beispielsweise für T ₂ = 200 ms ist der Wert kleiner als eins bei 25 TE _c 125 ms und für TE _c ≦λτ 460 ms. Typisch wird es immer ein TE _c geben, für das R kleiner als eins ist, da das exponentielle Abklingen in der Gleichung (9) dominiert. In Fig. 6A sei beachtet, daß für 5 T ₂ 100 ms das Zwischengebiet unter eins ist, was ein großes Gebiet ergibt, für das σ _I eine Verbesserung gegenüber σ ist. Beispielsweise ergeben für T ₂ = 50 ms alle TE _c ≦λτ 30 ms eine Verbesserung.

In der oben beschriebenen Technik nach der Erfindung werden die erzeugten Bilder im wesentlichen produziert, indem das PD-Bild auf einen Wert von TE _c unter Verwendung des T₂- Bildes extrapoliert wird.

Gemäß der weiteren Ausführungsform der Erfindung ist es, statt des PD-Bild auf eine gewisse TE_c-Spinechozeit direkt zu extrapolieren, auch möglich, nur das T₂-Bild zu benutzen, um jedes der erfaßten Bilder bei Spinechozeiten TE ₁-TE ₄ auf eine besondere Spinechozeit TE _c zu extrapolieren, indem jedes Bildelement in jedem der erfaßten Bilder mit folgendem Faktor multipliziert wird In diesem Ausdruck ist TE _i die Zeit des erfaßten Bildechos, und T ₂ ist der T₂-Wert (bestimmt unter Verwendung der Gleichung (7) für das besondere Bildelement, das extrapoliert wird). Das Anwenden dieser Faktoren bei jedem der erfaßten Bilder bei beispielsweise TE ₁-TE ₄ führt im wesentlichen zum Extrapolieren oder Interpolieren jedes Bildes auf die gewählte Spinechozeit TE _c. Das heißt, die Intensitäten, die durch die Punkte 300-303 identifiziert werden, welche den Spinechozeiten T ₁-T ₄ (Fig. 4) entsprechen, werden längs der Kurve 304 verschoben, so daß sich eine Intensität ergibt, die dafür typisch ist und mit der Bezugszahl 305 bezeichnet ist, und zwar bei der Spinechozeit TE _c. Die neuen Bilder, die aus der Anwendung dieser Faktoren resultieren, werden nun denselben Kontrast haben wie wenn sie mit derselben Spinechozeit TE _c erfaßt worden wären. Die neuen Bilder können nun zusammen gemittelt werden, um ein Bild zu produzieren, das möglicherweise ein verbessertes Signal-Rausch- Verhältnis (SNR) im Vergleich zu dem eines Einzelbildes hat, wenn eines mit der Extrapolationszeit TE _c zu erfassen wäre. Dieses extrapolierte, gemittelte Bild ist außerdem leicht aus einem Bild entsprechend interpretierbar, das mit der Echozeit TE _c erfaßt wird, bei unveränderter TR- und T₁-Abhängigkeit, die diese nicht haben würden, wenn sie ohne Extrapolation addiert würden.

Die Extrapolationsprozedur, die mit Bezug auf den Ausdruck (8) beschrieben worden ist, kann das Rauschen in dem extrapolierten Bild gegenüber dem eines erfaßten Bildes bei der Extrapolationszeit entweder vergrößern oder verkleinern. Die Werte von TE _c, für die das Signal-Rausch-Verhältnis des extrapolierten, gemittelten Bildes verbessert ist, wird durch den Ausdruck (9) für ein Signal-Rausch-Verhältnis in den erfaßten Bildern beschrieben, das hoch genug ist, um die statistische Annahme von asymptotischer Normalität zu gestatten, d. h. so, daß das zentrale Grenzwerttheorem herangezogen werden kann.

Im allgemeinen enthält das erzeuge Bild dieselbe Information wie das extrapolierte/gemittelte Bild. Da jedoch die verwendeten Gleichungen nichtlinear sind, ist die Gewichtung der Daten zwischen den beiden Methoden unterschiedlich. Die wichtigen Merkmale des Bewahrens der Kontrastinterpretierbarkeit und der Verringerung des Rauschens (in den meisten Fällen) ist jedoch beiden Ausführungsformen gemeinsam. Es sei beachtet, daß, wenn ein Bild tatsächlich mit der gewählten Echozeit TE _c erfaßt werden würde, Differenzen zwischen dem erfaßten Bild und dem extrapolierten/gemittelten oder erzeugten Bild vorhanden wären. Diese Differenzen sind auf Fehler in den ursprünglichen Bildern zurückzuführen, welche Fehler in der Berechnung von T ₂ produzieren, und auf die Approximation, die in der Gleichung (2) gemacht wird. Wie bereits mit Bezug auf die Gleichung (3) beschrieben haben beispielsweise einige Gewebe tatsächlich mehrere Werte von T ₂ an einer gegebenen Bildelementstelle.

Gemäß noch weiteren Ausführungsform der Erfindung können kombinierte Bilder mit Impulsfrequenzen erzielt werden, für die die Taktparameter, die die T₁-Empfindlichkeit verändern, geändert sind. Beispielshalber zeigt Fig. 4 eine zweidimensionale Spinverdrehungsimpulssequenz, die mit der oben mit Bezug auf Fig. 2 beschriebenen Impulssequenz im wesentlichen identisch ist, in der aber nur ein Einzelspinechosignal in jeder Ansicht beobachtet wird. Daher wird in den Intervallen 4 und 8 nur ein einzelnes Spinecho durch das Anlegen eines 180°-HF-Impulses in den Intervallen 3 und 7 erzeugt. In diesem Fall wird eine Reihe von Einzelspinechobildern mit einer identischen Spinechozeit TE erzielt, wobei aber jedes Bild für eine besondere Sequenzwiederholzeit TR _i gewonnen wird (wobei i = 1, . . ., n und wobei n die Gesamtzahl der Bilder in der Reihe ist). Das heißt, während einer einzelnen Abtastung, die zu einem Bild führt, wird TR konstantgehalten, aber in einer anschließenden Abtastung geändert, die ein zweites Bild in der Reihe ergibt, usw. Eine solche Reihe von Spinechobildern wird folgende Bildelementintensität haben

I _i = AM _o h (TE, T ₂) f (TR _i, TE, T ₁), (14)

wobei f und h Funktionen sind, die die Impulssequenzabhängigkeit von den gegebenen Parametern enthalten. Beispielsweise gilt für die Einzelspinechoimpulssequenz, die in Fig. 4 gezeigt ist,

Das kann umgeschrieben werden in eine PD′- und eine T_i- Funktion:

I _i = PD′ f (TR _i, TE, T ₁), (17a)

wobei PD′ = A M _o h (TE, T ₂)

Insbesondere gilt

Gemäß der obigen Beschreibung bezüglich der Mehrfachspinechobilder kann also ein Wert von T ₁ für jedes Bildelement und ein PD′ durch Anpassungsprozeduren erzielt werden, die den oben mit Bezug auf Bevington beschriebenen gleichen.

Extrapolierte/interpolierte Bilder können bei einer vorbestimmten Sequenzwiederholzeit TR _c berechnet werden, die in Fig. 5 gezeigt ist, indem jede erfaßte Bildelementdichte mit einem Faktor g multipliziert wird, der folgende Form hat wobei in dem vorliegenden Beispiel gilt oder alternativ durch Auswerten

I _c = AM _o h (TE, T ₂) f (TR _c, TE, T ₁)

wobei in vorliegendem Beispiel gilt

Dann können gemäß dieser Ausführungsform der Erfindung die verschiedenen extrapolierten Bilder kombiniert (z. B. gemittelt) werden, um eine Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses zu erzielen (für gewisse Werte von TR _c). Alternativ könnte ein erzeugtes Bild bei dem gewünschten TR _c berechnet werden, indem die Gleichung (12) benutzt wird, wodurch wieder eine Verbesserung für gewisse Werte von TR _c erzielt wird.

In dem allgemeinen Fall, wenn genug Bilder mit variierenden T _R, T _E oder einem anderen Taktparameter erzielt werden und wenn die Gleichungen, die die Abhängigkeit der Bildintensität von T ₁, T ₂, M _o (Spindichte) oder anderen Parametern beschreiben (z. B. T ₂₁, T ₂₂, M _o1 und M _o2 wie oben beschrieben), bekannt sind, dann kann eine Karte oder ein Bild jedes Parameters erzielt werden, indem die Gleichungen in jedem Bildelement den Intensitätsdaten angepaßt werden. Dann können die Gleichungen mit den Karten benutzt werden, um die ursprünglichen Bilder auf eine gewählte Kombination von TR, T _E und anderen Taktparametern zu extrapolieren/interpolieren, welche für die besondere benutzte Impulssequenz geeignet sind. Beispielsweise werden bei dem Inversionserholungstyp der Impulssequenz die Taktparameter TI, TE und TR benutzt, wobei TE und TR wie oben definiert sind und wobei TI das Zeitintervall zwischen einem invertierenden 180°-HF- Impuls (oder einem adiabatischen schnellen Durchlauf) und dem 90°-HF-Erfassungsimpuls ist. Die Bilder können vorteilhafterweise kombiniert werden, um gemäß der Erfindung ein Bild mit besserem Signal-Rausch-Verhältnis im Vergleich zu einem Bild zu erzeugen, das mit Messungen konstruiert wird, die mit denselben Zeitparametern tatsächlich erfaßt werden. Alternativ kann ein erzeugtes Bild mit den gewünschten Parametern TR, TE gebildet werden. Der Vorteil des kombinierten Bildes kann auch einfach die Produktion eines Bildes mit einer gewählten Kombination von T _R, T _E oder einem anderen Zeitsteuerparameter sein, um den besten Kontrast für ein Gewebe oder einen pathologischen Befund zu erzielen. Wenn im voraus bekannt wäre, daß ein bestimmtes Gewebe oder ein bestimmter pathologischer Befund einen gewissen Bereich von T ₁, T ₂, M _o, usw. hat, könnten bekannte Gleichungen, z. B. die Gleichung (1), benutzt werden, um die beste Kombination von T _R, T _E usw. vorherzusagen, um den maximalen Kontrast für das Gewebe oder den pathologischen Befund zu produzieren. Dann könnte das kombinierte Bild gewählt werden, das diesem Satz von T _R, T _E entspricht.

Die bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung sind oben mit Bezug auf eine 2DFT-Impulssequenz beispielshalber beschrieben worden. Es ist klar, daß die Erfindung auch mit einer dreidimensionalen Ausführungsform der Sequenz durchgeführt werden könnte. In diesem Fall würden G_z- Phasencodiergradientenimpulse variabler Amplitude in den Intervallen 2 und 12, usw. in Fig. 2 angelegt werden, um die Bildinformation in der Z-Achsenrichtung räumlich zu codieren. Eine dreidimensionale Spinverdrehungsimpulssequenz ist in der US-PS 44 31 968 beschrieben, auf die als Hintergrundmaterial verwiesen wird.

Weiter könnte die Erfindung auch anders als mit einem Fourier-Transformationstyp der Abbildungssequenz durchgeführt werden. Beispiele von solchen Sequenzen sind eine zwei- und dreidimensionale Realisierung von Rekonstruktionstechniken mit Mehrfachwinkelprojektion. In diesen Sequenzen werden die NMR-Projektionsdaten aus mehreren Winkeln erzielt (z. B. innerhalb eines Bogens von 180° bei einer zweidimensionalen Realisierung) in dem interessierenden Abtastgebiet. Das Bild wird rekonstruiert, indem die Linienintegralprojektionsdaten, die für jede Richtung erzielt worden sind, zurückprojiziert werden. Das Verfahren nach der Erfindung ist auf diese Sequenz direkt anwendbar, wenn jede der verschiedenen Projektionen als eine Ansicht behandelt wird.

Claims

1. Verfahren zum Erzeugen eines NMR-Bildes, das ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis in bezug auf ein erfaßtes NMR-Bild hat, welches im wesentlichen den gleichen Kontrast aufweist, wobei der Bildkontrast durch wenigstens einen kontrastbestimmenden Parameter bestimmt wird, gekennzeichnet durch folgende Schritte:

a) Erfassen von ausreichenden NMR-Daten aus einem Abtastobjekt, um mehrere NMR-Parameter des Objekts räumlich zu charakterisieren;
b) Erzeugen von mehreren Werten, die zu wenigstens einem der NMR-Parameter in Beziehung stehen;
c) Wählen eines Wertes für jeden der kontrastbestimmenden Parameter;
d) Berechnen eines NMR-Bildes unter Verwendung der erzeugten Werte und der gewählten Werte der kontrastbestimmenden Parameter; und
e) wobei die Werte der kontrastbestimmenden Parameter so gewählt werden, daß das berechnete Bild ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis gegenüber einem erfaßten Bild, welches im wesentlichen den gleichen Kontrast aufweist, hat.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die NMR-Parameter des Objekts die Spin-Spin-Relaxationszeit T ₂ und ihre Pseudodichte umfassen und daß der eine kontrastbestimmende Parameter die Spinechozeit TE _c beinhaltet.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Erzeugens von mehreren Werten beinhaltet, mehrere T ₂-Werte zu erzeugen.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Wählens eines Wertes des kontrastbestimmenden Parameters TE _c beinhaltet, TE _c so zu wählen, daß das Varianzverhältnis R kleiner als 1 ist.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das Varianzverhältnis R berechnet wird unter Verwendung von

6. Verfahren nach Anspruch 4, gekennzeichnet durch folgende weitere Schritte:
Erfassen der NMR-Daten bei mehreren Spinechozeiten TE _i (i = 1, 2, . . ., n);
Produzieren von I _i (i = 1, 2, . . ., n) erfaßten Bildern, wobei jedes Bild I _i unter Verwendung von NMR-Daten konstruiert wird, die bei einer entsprechenden Spinechozeit TE _i erfaßt werden;
Erzeugen von ebenso vielen T₂-Werten für jedes erfaßte Bild I _i wie Bildelemente in jedem I_i-Bild vorhanden sind, wobei die T₂-Werte erzeugt werden, indem die Intensitätsinformation aus entsprechenden Bildelementen aus wenigstens zwei der erfaßten Bilder entnommen wird;
Erzeugen für jeden der T₂-Werte einen Extrapolationsfaktor der Form und
Extrapolieren wenigstens eines der erfaßten Bilder auf eine Zeit TE _c durch Multiplizieren der Bildelementdichte in dem einen erfaßten Bild mit dem entsprechenden erzeuten Extrapolationsfaktor, um ein erstes neues Bild zu erzeugen, das einen charakteristischen Bildkontrast hat, der im wesentlichen dem eines erfaßten Bildes bei einer Zeit TE _c gleicht.

7. Verfahren nach Anspruch 6, gekennzeichnet durch folgende weitere Schritte:
Extrapolieren eines weiteren der erfaßten Bilder auf die Zeit TE _c, um ein zweites neues Bild zu erzeugen; und Mitteln des ersten und des zweiten neuen Bildes, um ein gemitteltes Bild zu erzeugen, das gegenüber einem zur Zeit TE _c erfaßten Bild ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis hat.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die NMR-Parameter des Objekts die Spingitterrelaxationszeit T ₁ und deren zugeordnete Pseudodichte umfassen und daß der eine kontrastbestimmende Parameter die Impulssequenzwiederholzeit TR beinhaltet.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Erzeugens von mehreren Werten beinhaltet, mehrere T₁-Werte zu erzeugen.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Wählens eines Wertes des kontrastbestimmenden Parameters TR _c beinhaltet, TR _c so zu wählen, daß das Varianzverhältnis R kleiner als 1 ist.

11. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die NMR-Parameter des Objekts die Spin-Spin- und Spingitterrelaxationszeiten und die zugeordnete Spindichte M _o beinhalten und daß die Impulssequenzwiederholzeit TR und die Spinechozeit TE als kontrastbestimmende Parameter gewählt werden.