DE3731473C2

DE3731473C2 - Magnetresonanz-Abbildungsverfahren

Info

Publication number: DE3731473C2
Application number: DE3731473A
Authority: DE
Inventors: Yoshio Machida
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1986-09-18
Filing date: 1987-09-18
Publication date: 1995-10-12
Anticipated expiration: 2007-09-19
Also published as: DE3731473A1; JPS6373947A; US4857847A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Magnetresonanz-Abbil dungsverfahren bei einer Magnetresonanz (MR)-Abbildungs vorrichtung, bei der Magnetresonanz an Spins eines spezi fischen Atom-Kerns mittels eines statischen Magnetfelds, eines Gradientenmagnetfelds und eines Anregungsimpulses herbeigeführt und durch Beobachtung eines Magnetresonanzsignals ein die Dichteverteilung der Atome mit dem spezifischen Kern in einem ausgewählten Untersuchungsbereich eines Körpers repräsentierendes Bild erhalten wird, um jeweils getrennt mindestens ein Dichteverteilungsbild von Protonen im Wasser des Körpers oder ein Dichteverteilungsbild von Protonen im Fett des Körpers zu gewinnen.

Aus "Radiology", Band 153, 1984, Seiten 195 bis 201, und aus "Siemens Forsch.- u. Entwickl.-Ber.", Band 15, Nr. 2, 1986, Seiten 78 bis 85, ist es bereits bekannt, Wasser- und Fettbilder durch Auswertung (Summen- bzw. Differenzbildung von Bilddaten) zweier unterschiedlicher Anregungssequenzen zu gewinnen.

Weiterhin sind aus EP 0 174 502 A2 bereits ähnliche Verfahren und Vorrichtungen bekannt, bei denen bei der Darstellung von Bilddaten das Vorzeichen der chemischen Verschiebung zu beachten ist.

Die Bedeutung der Quadraturerfassung komplexer Bilddaten ist schließlich in "J. Phys. E. Sci. Instrum.", Vol. 13, 1980, Seiten 947 bis 955, und in "NMR Imaging in Biomedicine", P. Mansfield und P. G. Morris, Academic Press, Inc., ISBN 0-72-025562-6, 1982, beschrieben.

Bei einem typischen MR-Abbildungsverfahren zum Gewinnen eines MR-Bilds von Protonen können ein komplexes Bild von Protonen in Wasser und ein komplexes Bild von Protonen in Fett nicht getrennt und unabhängig voneinander erhalten werden. Unter Nutzung der sog. chemischen Ver schiebungserscheinung, wobei z. B. die Protonen in Wasser und Fett im gleichen Magnetfeld auf verschiedenen Frequenzen in Resonanz gelangen, können dagegen die MR-Bilder von Wasser und Fett getrennt gewonnen werden. Diese Art eines Abbildungsverfahrens zum Trennen der MR-Bilder von Wasser und Fett ist von W. T. Dixon in "Radiology", 1984, S. 153, vorgeschlagen worden. Ein ähnliches Verfahren ist auch aus "Diagn. Imag. clin. Med.", Band 55, 1986, Seiten 20 bis 24, bekannt.

Während gemäß Fig. 1 ein Untersuchungs-Körper mit einem Statik(magnet)feld beaufschlagt ist, wird der Körper mit einem Gradient(magnet)feld für die Scheibenbestimmung (Statikfeld und Gradientfeld nicht dargestellt) und einem π/2-Impuls (90°-Impuls) beaufschlagt; nach Ablauf der Zeitspanne (TE/2)-ΔT ab der Anlegung des π/2-Impulses wird der Körper mit dem nicht dargestellten Gradientfeld für Scheibenbestimmung und einem π-Impuls (180°-Impuls) be aufschlagt. Nach Ablauf der Zeitspanne TE ab der Anlegung des π/2-Impulses wird ein MR-Echo beobachtet. Gewünschtenfalls können ein Phasencodiergradientfeld oder ein Auslese gradientfeld angewandt werden. In diesem Fall entspricht das Intervall τ1 zwischen dem π/2-Impuls und dem π-Impuls

τ1 = (TE/2) - ΔT

Darin ist TE, die Echozeit, das Intervall zwischen dem π/2-Impuls und dem MR-Echo, und das Intervall τ2 zwischen dem π-Impuls und dem MR-Echo entspricht

τ2 = (TE/2) + ΔT

Mithin gilt:

τ2 - τ1 = 2 ΔT

Wenn die chemische Verschiebung von Protonen in Wasser und Fett (im folgenden Wasser- und Fettprotonen genannt) mit δ bezeichnet wird, weisen die Wasser- und Fettprotonen aufgrund der Zeitverzögerung von 2ΔT eine Phasendifferenz von

Δψ = δγHo (2 ΔT) (1)

auf, worin γ = die Larmor-Konstante bzw. das gyromagnetische Verhältnis und Ho = eine Statikfeldintensität bedeuten.

Es sei nunmehr angenommen, daß ΔT = π/(2 δγHo) gilt, was Δψ=π ergibt, und daß die Wasserphase der Fettphase entgegengesetzt ist. Die zu dieser Zeit gewonnenen Bilddaten fπ lassen sich wie folgt ausdrücken:

fπ = f_W - f_F (2)

Darin bedeuten: f_W = Wasserverteilungsinformation und f_F = Fettverteilungsinformation.

Bei den mit normaler Abbildung oder zum Zeitpunkt ΔT=0 gewonnenen Bilddaten fo sind die Wasserprotonen mit den Fettprotonen in Phase. Daher gilt:

fo = f_W + f_F (3)

Die Addition von Gleichungen (2) und (3) ergibt f_W = (fo+fπ)/2; die Subtraktion von Gleichung (2) von Gleichung (3) ergibt f_F = (fo-fπ)/2.

Die obigen Ausführungen sind eine Zusammenfassung des von W. T. Dixon vorgeschlagenen Abbildungsverfahrens.

Im folgenden sie die Inhomogenität des Statikfelds be trachtet. Diese Inhomogenität bei der MR-Abbildung, die in Abhängigkeit von der Größe oder dem Zustand eines Bild aufnahmebereichs variiert, wird zu mehreren ppm (Teile pro Million Teile) oder weniger vorausgesetzt, wenn ein mittels eines typischen Systems untersuchter Körper ein menschlicher Körper ist. Diese Inhomogenität kann durch ΔH abhängig von den räumlichen Positionen oder Koordinaten (x, y, z) ausgedrückt werden. Da die chemische Verschiebung etwa 3,5 ppm entspricht, ist die Inhomogenität ΔH der chemischen Verschiebung nahezu gleich oder in einigen Fällen größer als diese. Aufgrund der Inhomogenität des Statikfelds wird somit eine Abbildung verzeichnet. Diese Verzeichnung wird als Statikfeldverzeichnung bezeichnet. Die Bilddaten fπ(x,y) enthalten tatsächlich den Einfluß der Inhomogenität ΔH. Diese tatsächlichen Bilddaten π(x,y), die den Einfluß von ΔH enthalten, lassen sich ausdrücken zu:

π(x,y) = eⁱ ^γΔ ^{H(x,y) · (2} ^Δ ^T)(f_W(x,y) - f_F(x,y)) (4)

In Gleichung (4) steht (x,y) für die Position im Koordinaten system, das auf einer die Ziel-Scheibe einschließenden Ebene zweckmäßig bestimmt wird. Da die Inhomogenität ΔH des Statikfelds, wie erwähnt, von den räumlichen Positionen abhängt, erscheinen in einem rekonstruierten Bild, abhängig von den Pixels, ver schiedene Einflüsse. Gemäß dem Dixon-Bericht wird die Absolutgröße einer komplexen Zahl tatsächlicher Bilddaten π, nämlich |f_W-f_F|, abgeleitet und für f_W-f_F benutzt. In diesem Fall wird nicht unterschieden, ob f_W größer oder kleiner ist als f_F, so daß die Statik feldverzeichnung nicht einwandfrei kompensiert werden kann. Diese Statikfeldverzeichnung ΔH(x,y) kann wie folgt kompensiert werden:

Das Bild eines Wasserphantoms bzw. ein Wasserphantombild wird im voraus in der Sequenz ΔT = π/(2 δγHo) aufgenommen, wie dies zur Gewinnung von π geschieht, und seine Bilddaten werden mit π(x,y) bezeichnet, was sich wie folgt ausdrücken läßt:

π(x,y) = eⁱ ^γΔ ^{H(x,y) · (2} ^Δ ^T) po(x,y) (5)

In Gleichung (5) steht po(x,y) für die Bilddaten des Wasserphantoms, wenn ΔT=0 gilt. Wie sich aus Gleichung (4) ergibt, sind die im Fall von ΔT=0 erlangten Bilddaten durch die Inhomogenität ΔH des Statikfelds nicht beeinflußt. Damit gilt:

Wenn fπ(x,y) in Gleichung (6) gleich f_W(x,y) - f_F(x,y) ist, kann die Statikfeldverzeichnung kompensiert werden.

Für die Durchführung dieser Kompensation ist es jedoch nötig, ausreichend genaue kompensierende Bilddaten π ein zusetzen. Da die Berechnung mittels solcher genauer Daten kompliziert durchzuführen ist, erfordert sie eine sehr lange Zeit. Die Kompensation für das Feld ist daher praktisch ungünstig.

Unter Vernachlässigung der Statikfeldverzeichnung lassen sich getrennte Bilddaten für Wasser und Fett einer für die medizinische Diagnose geeigneten Güte nicht erzielen.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Magnet resonanz-Abbildungsverfahren zu schaffen, bei dem eine Statikfeldverzerrung schnell, einwandfrei und ohne großen Rechenaufwand korrigiert werden kann, um so getrennte Waserbilder und Fettbilder einer für medizinische Diagnosen ausreichenden Güte zu liefern.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Magnet resonanz-Abbildungsverfahren mit den Merkmalen des Patentanspruches 1 gelöst.

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Patentansprüchen 2 bis 5.

Eine MR-Abbildungsvorrichtung, bei welcher mittels eines Statikfelds, eines Gradientfelds und eines Anregungsimpulses Magnetresonanz des Spins eines spezifischen Kerns hervorgerufen und durch Beobachtung eines MR-Signals ein die Dichtever teilung dieses Kerns in einem Zielbereich eines unter suchten Körpers abgeleitet werden, liefert mindestens eines der Dichteverteilungsbilder von Protonen im Wasser des Körpers und von Protonen im Körperfett. Damit werden komplexe Bilddaten π, welche die Verteilung der Magnetresonanz in einem Wasserphantom repräsentieren, und komplexe Bilddaten π, welche die Magnetresonanzver teilung im Körper repräsentieren, gewonnen. Die Bilddaten π werden in der ersten Anregungssequenz erfaßt, in welcher die Phase des MR-Signals für die Wasserprotonen derjenigen für die Fettprotonen entgegen gesetzt ist, und die Bilddaten π werden ebenfalls in der ersten Anregungssequenz erfaßt. Durch Vergleichen dieser Bilddaten π und π wird unterschieden, welche der Dichten von Wasser- und Fettprotonen dominierend ist. Auf der Grundlage des Unterscheidungsergebnisses wird die Ver zeichnungskomponente des Statikfelds in den Bilddaten kompensiert.

Die erste Anregungssequenz ist typischerweise derart, daß zunächst ein π/2-Impuls (90°-Impuls) an den Körper angelegt und nach Ablauf einer Zeitspanne (TE/2)-ΔT, mit TE = Echozeit, der Körper mit einem π-Impuls (180°-Impuls) beaufschlagt wird.

Vergleich und Unterscheidung der MR-Bilddaten π eines Wasserphantoms und der MR-Bilddaten π des Körpers werden durch Gewinnung des reellen zweidimensionalen inneren Produkts von π und π und anschließende Unter scheidung des Vorzeichens (positiv oder negativ) des Produkts durchgeführt. Die Verzeichnung von π wird durch Bestimmung des Vorzeichens von |π| nach Maßgabe des unterschiedenen Vorzeichens kompensiert.

Die MR-Bilddaten f_W und f_F von Wasser und Fett werden getrennt durch Anwendung der Dixon-Methode auf das Kompensationsergebnis fπ und die in der zweiten Anregungssequenz gewonnenen Bilddaten fo erhalten.

Die zweite Anregungssequenz ist typischerweise derart, daß zunächst ein π/2-Impuls an den Körper angelegt und nach Ablauf der Zeit (TE/2) der Körper mit einem π-Impuls beaufschlagt wird.

Bei der MR-Abbildungsvorrichtung wird durch Vergleichen der in der ersten Anregungssequenz ge wonnenen Bilddaten π eines Wasserphantoms und der in der ersten Anregungssequenz gewonnenen Bilddaten π des Körpers unterschieden, welche Dichte von Protonen in den Bilddaten π, d. h. die Dichte der Wasserprotonen oder die der Fett protonen, dominierend ist. In Übereinstimmung mit dem Untersuchungsergebnis wird die Statikfeldverzeichnung von π kompensiert. Vergleich und Unterscheidung werden einfach lediglich durch Diskriminieren des Vorzeichens des reellen zweidimensionalen inneren Produkts ausgeführt, wodurch die Rechenzeit verkürzt wird. Da weiterhin die Kompensation lediglich durch die Vorzeichenunterscheidung erfolgt und die Inhomogenität des Statikfelds nicht übermäßig lokalisiert ist, können die für die Kompensation benutzten Daten π grob sein. Anhand des Kompensationsergebnisses fπ und des in der zweiten Anregungssequenz gewonnenen MR-Bilds fo des Körpers werden die MR-Bilder für Wasser und Fett im Körper getrennt geformt. Mit der Abbildungsvorrichtung können so die Statikfeldverzeichnung schnell kompensiert und für medi zinische Diagnose geeignete getrennte Wasser- und Fettbilder schnell geliefert werden.

Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsbeispiele der Er findung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 eine graphische Darstellung zur Erläuterung der Anregungssequenz bei einer MR-Abbildungsvorrichtung,

Fig. 2 ein Blockschaltbild einer MR-Abbildungsvorrichtung und

Fig. 3 ein Ablaufdiagramm zur Erläuterung der bei der Vorrichtung nach Fig. 2 ausgeführten Vorgänge oder Prozesse.

Im folgenden ist zunächst das der Abbildung bei dieser Vorrichtung zugrunde liegende Prinzip erläutert.

Bei der vorher beschriebenen Dixon-Methode sind die Körper- MR-Bilddaten fπ = f_W+f_F (f_W: Wasserkomponente und f_F: Fettkomponente), die in der Impulssequenz gewonnen werden, in welcher der π/2-Impuls an den Körper angelegt und nach Ablauf der Zeit (TE/2)-ΔT der Körper mit dem π-Impuls beaufschlagt wird (diese Impulssequenz ist im folgenden aus Erläuterungsgründen als erste Anregungssequenz bezeichnet), tatsächlich durch die Statikfeldverzeichnung ΔH(x,y) beeinflußt. Bei der Abbildungsvorrichtung wird diese Verzeichnung auf die im folgenden beschriebene Weise kompensiert.

Unter Berücksichtigung der Statikfeldverzeichnung läßt sich der Absolutwert der komplexen Bilddaten π der in der ersten Anregungssequenz gewonnenen Körper-MR-Information durch folgende Gleichung ausdrücken:

|π (x,y)| = |eⁱ ^γΔ ^{H (x,y) · (2} ^Δ ^T) (f_W (x,y) - f_F(x,y)| = |f_W(x,y) - f_F (x,y)| (7)

Wenn daher das Vorzeichen dieser Bilddaten allein gewonnen wird, läßt sich f_W(x,y)-f_F(x,y) ableiten.

Zu diesem Zweck wird mittels der ersten Anregungssequenz zunächst eine Bildaufnahme vorgenommen, um damit die komplexen Bilddaten π(x,y) der MR-Information eines Wasserphantoms zu liefern. Sodann erfolgt eine weitere Bildaufnahme mittels der ersten Anregungssequenz, um damit die komplexen Bilddaten π(x,y) der Körper-MR-Information zu liefern. Sodann werden das reelle zweidimensionale innere Produkt der Bilddaten π(x,y) und π(x,y), nämlich π(x,y)·π(x,y) ermittelt und das Vor zeichen dieses inneren Produkts diskriminiert. Auf der Grundlage dieses Diskriminierergebnisses und unter Heran ziehung der Absolutgröße |π(x,y)| der komplexen Bilddaten π(x,y) wird die Statikfeldverzeichnung kompensiert. Genauer gesagt: Im Fall von

π(x,y) · π(x,y) ≧ 0 (8)

wird |π(x,y)| als π(x,y) und im Fall von

π(x,y) · π(x,y) < 0 (9)

wird -|π(x,y)| als fπ(x,y) benutzt. Auf diese Weise kann die korrekte Größe f_W(x,y)-f_F(x,y) erhalten werden. In Gleichungen (8) und (9) bezeichnet "·" das gewöhnliche innere Produkt, wobei die komplexen Daten π und π als reelle zweidimensionale Daten betrachtet werden.

Die oben beschriebene Kompensation wird einfach durch Diskriminieren bzw. Unterscheiden nur des Vorzeichens des reellen zweidimensionalen inneren Produkts ausgeführt, wodurch die für die Kompensation benötigte Zeit verkürzt wird. Da außerdem die für die Kompensation be nutzten Bilddaten π nur für die Bestimmung des Vorzeichens benutzt werden, kann die Phasendifferenz zwischen diesen Daten und den reellen Daten bis zu ±90° betragen. Die für die Kompensation benutzten Bilddaten π, auch wenn sie sehr grob gemessen werden, lassen daher eine ausreichend wirksame Kompensation zu.

Sodann wird das MR-Bild des Körpers in der Anregungs sequenz aufgenommen, in welcher der Körper mit dem π/2-Impuls beaufschlagt wird, und nach Ablauf der Zeitspanne TE/2 wird der π-Impuls an den Körper angelegt (diese An regungssequenz ist eine in einer Spinechomethode gewöhnlich angewandte Sequenz; diese wird im folgenden aus Erläuterungs gründen als zweite Anregungssequenz bezeichnet).

Aus den in der zweiten Anregungssequenz gewonnenen Körper- MR-Bilddaten fo und den durch die Kompensation gewonnenen MR-Bilddaten fπ werden Bilder für Wasser und Fett getrennt erlangt. Diese Trennung wird einfach durch Anwendung der genannten Dixon-Methode vorgenommen. Dies bedeutet, daß aus (fo+fπ)/2 und (fo-fπ)/2 das Bild f_W für Wasser und das Bild f_F für Fett erlangt werden.

Um es zu wiederholen: Die MR-Bilddaten π eines Wasser phantoms werden in der ersten Anregungssequenz gebildet, worauf auf der Grundlage des Vorzeichens des reellen inneren zweidimensionalen Produkts aus diesen Bilddaten π und den in der ersten Anregungssequenz gewonnenen Körper-MR-Bilddaten π die von der Inhomogenität des Statikfelds herrührende Statikfeldverzeichnung kompensiert wird. Als Ergebnis wird diese Verzeichnungskompensation mit hoher Geschwindigkeit ausgeführt, wobei diese Kompensation die schnelle Erlangung von für medizinische Diagnosezwecke zufriedenstellenden getrennten Wasser- und Fettbildern zuläßt. Da zudem die für die Kompensation be nutzten Bilddaten π des Wasserphantoms nur zur Bestimmung des Vorzeichens herangezogen werden, kann die Phasendifferenz zwischen diesen Daten und den reellen Daten bis zu ±90° betragen. Die für die Kompensation benutzten Bilddaten π dürfen daher grob bzw. ungenau sein. Beispielsweise können die Kompensationsdaten für die Bilddaten einer 256×256-Matrix jeweils 32×32- oder 16×16-Matrixdaten sein. Da weiterhin bei der MR-Abbildung ein MR-Bild eines beliebigen oder willkürlichen Querschnitts des Körpers gewonnen werden kann, können die Kompensationsdaten zur Berücksichtigung dieser Abbildung dreidimensional gespeichert werden. Da die Kompensationsdaten grob sein dürfen, wird die Menge der gespeicherten Daten auch dann nicht wesentlich ver größert, wenn diese Daten dreidimensional gespeichert werden. Die Kompensationstechnik ist mithin im Hinblick auf die Speicherkapazität praktisch vorteilhaft. Da darüber hinaus der zulässige Bereich der Phasendifferenz zwischen den Kompensationsdaten und den reellen Daten groß ist, können auch dann, wenn sich das Statikfeldverzeichnungs muster oder -schema z. B. aufgrund einer zeitlichen Änderung des Statikfelds ändert, die Kompen sationsdaten für einen langen Zeitraum benutzt werden, ohne diese Daten erneut zu ermitteln. Diesbezüglich ist daher die erwähnte Kompensation praktisch vorteilhaft.

Eine MR-Abbildungsvorrichtung, die nach dem oben beschriebenen Prinzip arbeitet, ist in Fig. 2 dargestellt.

Diese Vorrichtung umfaßt Statikfeldspulen 1A und 1B, Gradientspulen 2 und 3, eine Hochfrequenzspule 4, einen Sender oder Übertrager 5, einen Empfänger 6, einen Analog/Digital- bzw. A/D-Wandler 7, einen Daten erfassungsteil 8, einen Bildprozessor 9, eine Anzeigeeinheit 10, eine Sequenz- oder Folgesteuereinheit 11 und eine Stromversorgung 12.

Die beiden Statikfeldspulen 1A und 1B werden durch die Stromversorgung gespeist; sie erzeugen ein homogenes Statikfeld, mit dem ein untersuchter Körper P beaufschlagt wird. Die erste Gradientspule 2 erzeugt ein Gradientfeld in Richtung der Z-Achse, mit dem der Körper P zur Bestimmung der Lage einer (Schnitt-)Scheibe S desselben beaufschlagt wird. Die zweite Gradientspule 3 erzeugt Gradientfelder in gegebenen Richtungen auf der X-Y-Ebene, nämlich Auslese- und Codiergradientfelder, mit denen der Körper P beaufschlagt wird. Die durch den Sender 5 angesteuerte Hochfrequenz- oder HF-Spule 4 be aufschlagt den Körper P mit dem π/2-Impuls und dem π-Impuls zu jeweiligen gegebenen Zeitpunkten, erfaßt das im Körper P erzeugte MR-Echo (Spinecho) und liefert dieses zum Empfänger 6. Der Empfänger 6 bewirkt eine Gleich richtung des durch die HF-Spule 4 erfaßten MR-Echosignals mittels eines Phasendetektors, z. B. eines Quadraturdetektors. Der A/D-Wandler 7 wandelt das vom Empfänger 6 erfaßte MR-Echosignal in Digitaldaten um, und er liefert diese Digitaldaten zum Datenerfassungsteil 8, der seinerseits die vom A/D-Wandler 7gelieferten MR-Daten sammelt und speichert. Der Bildprozessor 9 unterwirft die im Datenerfassungsteil 8 erfaßten Daten einer gegebenen Verarbeitung, um damit ein MR-Bild zu liefern. Der Bildprozessor 9 bewirkt einen Vergleich (inneres Produkt) der in der ersten Anregungssequenz aufgenommenen MR-Bilddaten für das Wasserphantom und den Körper P, eine Unterscheidung oder Diskriminierung des Vergleichsergebnisses, eine Kompensation der Körper- MR-Bilddaten unter Heranziehung dieses Diskriminierergebnisses und eine Berechnung der Bilddaten für Wasser und Fett unter Heranziehung der kompensierten Daten und der in der zweiten Anregungssequenz aufgenommenen Körper-MR-Bilddaten.

Auf der Anzeigeeinheit 10 werden die Bilder auf der Grundlage der im Bildprozessor 9 erzeugten MR-Bilddaten, welche getrennte Wasser- und Fettbilder beinhalten, wiedergegeben. Die Folgesteuereinheit 11 steuert die Gradientspulen 2 und 3, den Sender 5, den A/D-Wandler 7 und die Stromversorgung 12 zweckmäßig an, um damit Anregungsdaten und Resonanzdaten der Magnetresonanz nach Maßgabe einer gegebenen, erste und zweite Anregungssequenz einschließenden Sequenz zu erfassen.

Die Operation für die Lieferung getrennter Wasser- und Fettbilder bei dieser Vorrichtung ist im folgenden anhand des Ablaufdiagramms von Fig. 3 beschrieben.

Zunächst wird ein Wasserphantom in einem Bildaufnahmebereich gesetzt, und die Statikspulen 1A und 1B, die Gradientspulen 2 und 3 sowie die HF-Spule 4 werden unter der Steuerung durch die Folgesteuereinheit 11 und in Über einstimmung mit der ersten Anregungssequenz aktiviert bzw. an Spannung gelegt, um damit die Magnetresonanz herbei zuführen. Die MR-Daten werden über die HF-Spule 4, den Empfänger 6 und den A/D-Wandler 7 im Datenerfassungsteil 8 erfaßt, und die erfaßten MR-Daten werden im Bildprozessor 9 verarbeitet, um komplexe Bilddaten π der MR-Information für das Wasserphantom zu liefern (Schritt S1).

Der Körper wird im Bildaufnahmebereich angeordnet, und die komplexen Bilddaten π der Körper-MR-Information werden im Bildprozessor 9 mittels derselben Operation, wie oben beschrieben, gewonnen, welche die erste Anregungssequenz (ΔT=0) benutzt (Schritt S2).

Aus den in Schritt S2 erlangten komplexen Bilddaten π für den Körper wird deren Absolutgröße |π| berechnet (Schritt S3).

Das reelle zweidimensionale innere Produkt π·π der im Schritt S1 gewonnenen komplexen Bilddaten π für das Wasserphantom und der im Schritt S2 gewonnenen komplexen Daten π für den Körper wird erfaßt oder ermittelt, und sein Vorzeichen wird bestimmt (Schritt S4).

Wenn das in Schritt S4 bestimmte Vorzeichen positiv ist, wird der in Schritt S3 erlangte Ausdruck |π| als fπ benutzt (Schritt S5). Wenn das in Schritt S4 bestimmte Vorzeichen negativ ist, wird der in Schritt S3 erlangte Ausdruck |π| in -|π| geändert und als fπ benutzt (Schritt S6).

Der Körper wird im Bildaufnahmebereich angeordnet, und die Statikspulen 1A und 1B, die Gradientspulen 2 und 3 sowie die HF-Spule 4 werden unter der Steuerung der Folge steuereinheit 11 und in Übereinstimmung mit der zweiten Anregungssequenz (ΔT=0) aktiviert bzw. an Spannung gelegt, um damit Magnetresonanz herbeizuführen. Die MR-Daten werden über die HF-Spule 4, den Empfänger 6 und den A/D- Wandler 7 im Datenerfassungsteil 8 gesammelt, und die gesammelten Daten werden im Bildprozessor 9 verarbeitet, um Bilddaten fo der gewöhnlichen oder normalen MR-Information für den Körper zu liefern, welche den Einfluß der chemischen Verschiebung nicht enthalten (Schritt S7).

Anhand der in Schritten S5 und S6 erzeugten Bilddaten fπ und der in Schritt S7 erlangten Bilddaten fo werden die Wasserbilddaten f_W und die Fettbilddaten f_F als (fo+fπ)/2 bzw. (fo-fπ)/2 berechnet (Schritt S8).

Die Schritte S3 bis S6 und S8 werden im Bildprozessor 9 ausgeführt.

Die in Schritt S8 erlangten Wasserbilddaten f_W und/oder Fettbilddaten f_F werden auf der Anzeigeeinheit 10 wieder gegeben.

Da beispielsweise die in Schritten S1, S2 und S7 nach Fig. 3 ausgeführte Bildaufnahme nur vorgenommen zu werden braucht, bis die Bilddaten einer Berechnung unterworfen werden, kann die Reihenfolge der Ausführung dieser Schritte gegenüber der nach Fig. 3 geändert werden, solange dadurch die Berechnung unter Verwendung der resultierenden Daten nicht ungünstig beeinflußt wird.

Die in Schritt S1 erlangten Bilddaten π für das Wasserphantom werden - wie beschrieben - als Kompen sationsdaten zum Kompensieren der Statikfeldverzeichnung benutzt, wobei ihre Genauigkeit oder Auflösung gering sein kann. Demzufolge braucht die Bildaufnahme der Bilddaten π für das Wasserphantom nach Schritt S1 nicht notwendigerweise für jeden Bildaufnahmevorgang am Körper nach Schritt S2 durchgeführt zu werden. Solange die Feldver zeichnung groß und daher ein Fehler im erlangten bzw. ge wonnenen Bild vergrößert wird, können die erlangten bzw. ermittelten Daten benutzt werden. Die Bildaufnahme der Bilddaten π braucht daher nur für eine vergleichsweise lange, vorherbestimmte Periode durchgeführt zu werden.

Claims

1. Magnetresonanz-Abbildungsverfahren bei einer Magnet resonanz-Abbildungsvorrichtung, bei der Magnetresonanz an Spins eines spezifischen Atom-Kerns mittels eines statischen Magnetfelds, eines Gradientenmagnetfelds und eines Anregungsimpulses herbeigeführt und durch Beobachtung eines Magnetresonanzsignals ein die Dichteverteilung der Atome mit dem spezifischen Kern in einem ausgewählten Untersuchungsbereich eines Körpers repräsentierendes Bild erhalten wird, um jeweils getrennt mindestens ein Dichteverteilungsbild von Protonen im Wasser des Körpers oder ein Dichteverteilungsbild von Protonen im Fett des Körpers zu gewinnen, wobei

- in einem ersten Schritt (S1) eine erste Anregungs sequenz angewandt wird, in welcher die Phase des Magnetresonanzsignals von Wasserprotonen der Phase des Magnetresonanzsignals von Fettprotonen entgegen gesetzt ist, um erste Bilddaten zu liefern, die komplexe Bilddaten enthalten, welche die Dichtever teilung von der Magnetresonanz unterliegenden Protonen in einem Wasserphantom wiedergeben,
- in einem zweiten Schritt (S2) die erste Anregungs sequenz angewandt wird, um zweite Bilddaten zu liefern, welche komplexe Bilddaten enthalten, welche die Dichteverteilung von der Magnetresonanz unterliegenden Protonen im Körper wiedergeben,
- in einem dritten Schritt (S3) der Absolutwert der im zweiten Schritt (S2) gewonnenen zweiten Bilddaten gebildet wird, um so dritte Bilddaten zu erhalten,
- in einem vierten Schritt (S4) das Vorzeichen des Skalarprodukts aus den im ersten bzw. zweiten Schritt (S1, S2) gewonnenen ersten und zweiten Bilddaten ermittelt wird, um so Vorzeichendaten zu erhalten,
- in einem fünften Schritt (S5, S6) die im vierten Schritt gewonnenen Vorzeichendaten auf die im dritten Schritt gewonnenen dritten Bilddaten angewandt werden, um bezüglich der Verzerrung des statischen Magnetfelds kompensierte vierte Bilddaten zu liefern, die komplexe Bilddaten enthalten, welche die Dichteverteilung von Protonen im Körper anzeigen,
- in einem sechsten Schritt (S7) eine zweite An regungssequenz angewandt wird, in welcher das Magnet resonanzsignal von Wasserprotonen mit dem Magnet resonanzsignal von Fettprotonen in Phase ist, um damit fünfte Bilddaten zu liefern, die komplexe Bilddaten enthalten, welche die Dichteverteilung von der Magnetresonanz unterliegenden Protonen im Körper wiedergeben, und
- in einem siebten Schritt (S8) mittels eines Analy sierprozesses bezüglich der chemischen Verschiebung der Magnetresonanz aus den im fünften Schritt gewonnenen vierten Bilddaten und aus den im sechsten Schritt gewonnenen fünften Bilddaten mindestens sechste und/oder siebte Bilddaten geliefert werden, die jeweils Dichteverteilungen von Wasser- bzw. Fettprotonen im Körper angeben.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die im ersten und zweiten Schritt (S1, S2) angewandte erste Anregungssequenz so aufgebaut ist, daß ein π/2-Impuls als Anregungsimpuls an den Körper angelegt und nach Ablauf einer Zeitspanne (TE/2)-ΔT der Körper mit einem π-Impuls beaufschlagt wird, wobei TE die Echozeit von einem Zeitpunkt der Anlegung eines ersten Anregungsimpulses an den Körper bis zu einem Zeitpunkt, zu dem ein Magnetresonanzecho erzeugt wird, und ΔT die Verschiebungszeit für vorbestimmte chemische Verschiebung bedeuten.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß ΔT = π/2δγHo gilt, wobei δ die chemische Ver schiebung zwischen Wasserprotonen und Fettprotonen, γ das gyromagnetische Verhältnis und Ho die Feldstärke des statischen Magnetfelds bedeuten.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die im siebten Schritt (S7) angewandte zweite Anregungssequenz so aufgebaut ist, daß ein π/2-Impuls als Anregungsimpuls an den Körper angelegt und nach Ablauf einer Zeitspanne (TE/2) der Körper mit einem π-Impuls beaufschlagt wird, wobei TE die Echozeit von einem Zeitpunkt der Anlegung eines ersten Anregungsimpulses an den Körper bis zu einem Zeitpunkt, zu dem ein Magnetresonanzecho erzeugt wird, bedeutet.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß im siebten Schritt jeweilige Bilddaten für Wasser und Fett durch Berechnung von (fo+fπ)/2 bzw. (fo-fπ)/2 ermittelt werden, wenn mit fo die vierten Bilddaten und mit fπ die fünften Bilddaten bezeichnet werden.