DE3804212A1

DE3804212A1 - Verfahren und einrichtung zum raeumlichen trennen von spektralkomponenten

Info

Publication number: DE3804212A1
Application number: DE3804212A
Authority: DE
Inventors: Hanan Keren
Original assignee: Elscint Ltd
Current assignee: Elscint Ltd
Priority date: 1987-02-16
Filing date: 1988-02-11
Publication date: 1988-09-08
Also published as: JPS63262145A; IL81580A; NL8800383A; JP2670068B2; US4847559A; IL81580A0; FR2611049B1; FR2611049A1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf Magnetresonanz-Abbildungs systeme (MRI) und insbes. auf die Verwendung solcher Systeme zur Erzielung getrennter Abbildungen unterschiedlicher Spektralkomponenten, z. B. Wasser und Lipoide in unterschied lichen Abschnitten eines Prüflings unter Verwendung einer einzigen dreidimensionalen Abtastung. Die Einzel-Abtastung ist so ausgelegt, daß sie die Spektralkomponenten räumlich trennt. Dies stellt ein weiteres System und Verfahren zum Trennen von Abbildungen von Spektralkomponenten gegenüber den Systemen und Verfahren dar, die in zwei früheren Patentanmel dungen der Anmelderin beschrieben und dargestellt worden sind, nämlich in der israelischen Anmeldung 77 837, angemel det am 10. Februar 1986 und der israelischen Anmeldung 80 814 angemeldet am 30. November 1986.

Es ist für den Fachmann wichtig, daß er in der Lage ist, bestimmte Spektralkomponenten aus einem Bild zu entfernen, während andere Spektralkomponenten belassen werden. Bei spielsweise ist bei einer Abbildung des Auges durch die herkömmliche Magnetresonanz-Abbildungstechnik (MRI) der optische Nerv selbst durch eine Fettschicht bedeckt, die die Beobachtung des bloßen optischen Nervs behindert. Wenn das Fett entfernt werden kann, und nur die Wasserkomponente der Abbildung verbleibt, wird ein klares Bild des optischen Nervs erzielt.

Derzeit werden manchmal getrennte Abbildungen zweier unter schiedlicher Spektralkomponenten, z. B. Wasser und Lipoide innerhalb des Patienten gewonnen. Die getrennten Abbildungen sind für diagnostische Zwecke wichtig; sie liefern dem Benutzer chemische Informationen zusätzlich zu den morpholo gischen und anatomischen Informationen bei der herkömmlichen Abbildung.

Durch die Verwendung einer entsprechenden Verschiebung eines Bildes gegenüber dem anderen können ferner die beiden Bilder in einer Form kombiniert werden, die ein Bild liefert, das frei von chemischen Verschiebungsartefakten ist. Derzeit werden, ohne daß geeignete Schritte unternommen werden, Artefakte durch die unterschiedlichen Resonanzfrequenzen von Spektralkomponenten verursacht. Beispielsweise hat Wasser stoff in Fett eine andere Larmor-Frequenz als Wasserstoff in Wasser. Die Larmor-Frequenzunterschiede verursachen eine Erscheinung, die als chemische Verschiebungsartefakte bekannt ist.

Ein einzelnes Paar von aufeinander bezogenen Folgen zur Erzielung von Informationen in bezug auf Wasser und Lipoide in einem Patienten wurde in einem Aufsatz in der Zeitschrift Radiology mit dem Titel "Simple Protons Spectroscopic Imaging" von W. T. Dixon (.153, 1984, Seiten 189-194) beschrieben. In diesem Aufsatz wird ein Verfahren zum Codieren spektroskopischer Informationen und für klinische Abbildungen erläutert. Die erzeugte Abbildung unterscheidet zwischen den Wasser- und Fett-Intensitäten. Die Differenzie rung erfolgt spektral. Die beiden vorerwähnten Patentanmel dungen stellen Verbesserungen dieses Verfahrens dar und unterscheiden ferner die Wasser- und Fett-Komponenten oder im allgemeinen Spektralkomponenten auf spektralem Wege. Nachtei lig bei der Anwendung der Verfahren, die spektral zwischen Spektralkomponenten oder chemisch differenzierten Komponenten unterscheiden, ist, daß ein hohes Maß an Homogenität des Feldes erforderlich wird; fehlt ein derartiges hohes Maß an Homogenität, sind Felddarstellungen erforderlich, die die exakte Inhomogenität des Magnetfeldes zeigen, das während des Tests verwendet wird.

Ein Aufsatz in der Zeitschrift American Journal of Radiology, Band 146, Seiten 971-980 (Mai 1986) mit dem Titel "Chemical Shift Imaging: A Review" von L. Brateman betrachtet die bekannten Verfahren der chemischen Verschiebungsabbildung, die in dem Aufsatz definiert ist als "Bestimmung der räumli chen Verteilung von Kernen mit einer bestimmten Resonanzfre quenz, z. B. Wasserprotonen, anstelle der Abbildung des gesamten Spektrums von Resonanzfrequenzen innerhalb eines Körpers".

Ein weiteres Verfahren, das sich nicht direkt auf die Dixon-Methode bezieht, ist ein chemisches Verschiebe-Auswähl- Sättigungsverfahren (siehe Brateman und Verfahren 3). Dies macht jedoch ebenfalls ein hohes Maß an Homogenität oder exakter Messung der Inhomogenität des Feldes, in welchem die Versuche durchgeführt werden, erforderlich. Der notwendige Grad an Homogenität wird bei tatsächlich arbeitenden Systemen bisher nicht erreicht. Eine Phasendarstellung ist zeitaufwen dig und es ist deshalb erwünscht, die Notwendigkeit einer Phasendarstellung zu vermeiden, und trotzdem Daten für getrennte Abbildungs-Spektralkomponenten in den abzubildenden Gegenständen zu erzielen.

Gemäß der Erfindung wird ein Verfahren zur Verwendung von MRI-Systemen für die Erfassung von räumlich getrennten Bilddatenbeiträgen, die aus ersten und zweiten Spektralkompo nenten während einer Einzelabtastung von ausgewählten Teilen einer Probe erhalten werden, vorgeschlagen, das darin besteht, daß die ersten und zweiten Spektralkomponenten so erregt werden, daß sie erste und zweite Signale unterschied licher Frequenzen erzeugen, welche räumlich getrennt sind, und daß die räumlich getrennten ersten und zweiten Signale in Bilddaten für erste und zweite räumlich und spektral getrenn te Bilder umgewandelt werden.

Nach einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung wird bei einem Verfahren zur Verwendung von MRI-Systemen für die Erfassung räumlich getrennter Bilddatenbeiträge, die aus ersten und zweiten Spektralkomponenten abgeleitet werden, jeweils während einer Einzelabtastung von ausgewählten Teilen von Prüflingen, wobei die Bilddaten innerhalb einer Vielzahl von Z-Matrizen gespeichert werden, die durch Koordinaten definierte Bereiche X, Y besitzen, welche räumlich definier ten Bereichen in ausgewählten X, Y und Z Volumina der Proben entsprechen, vorgeschlagen, daß
HF-Signale unter Verwendung einer dreidimensionalen Abtast folge erfaßt werden,
die Signalerfassung das Aufgeben eines Codiergradienten längs der Volumenauswählgradientenachse während der dreidimensio nalen Abtastfolge umfaßt,
HF-Impulse in der dreidimensionalen Abtastfolge verwendet werden, wobei die Bandbreite der HF-Impulse kleiner als oder gleich der Larmor-Frequenzdifferenz der Spektralkomponenten ist, und
eine dreidimensionale Fourier-Transformiermethode zur Erzielung von Daten aus den HF-Signalen für die Speicherung in den entstehenden Bereichen angewendet wird, wobei die Matrizen jeweils räumlich in durch X und Y definierte Bereiche unterteilt wird, die nur Daten der ersten Spektral komponenten enthalten, wobei die durch X und Y definierten Bereiche nur Daten der zweiten Spektralkomponenten enthalten, so daß ein Bruchteil der Z-Matrizen nur erste Spektralkompo nentendaten enthalten, und die übrigen Z-Matrizen nur zweite Spektralkomponentendaten enthalten.

Die Sichtanzeige aus den erfaßten HF-Signalen ergibt somit eine Sichtanzeige der ersten Spektralkomponenten, die von der Sichtanzeige der zweiten Spektralkomponenten getrennt sind. Die HF-Signale werden in einer Einzelabtastung erfaßt, ohne daß sie durch die Homogenität des großen statischen Magnet feldes des MRI-Systems zu sehr beeinflußt werden.

Zur Minimierung oder Eliminierung der chemischen Verschiebe artefakte war es bisher üblich, HF-Impulse während der Abtastfolge zu verwenden, in der die Bandbreite der Impulse die Resonanzfrequenz beider Spektralkomponenten umfaßt. Mit der Erfindung werden dabei chemische Verschiebeartefakte minimiert, indem HF-Impulse mit Bandbreiten verwendet werden, die zwischen den Resonanzfrequenzen einer jeden der Spektral komponenten liegen, um dadurch die Spektralkomponenten so zu erregen, daß sich nicht überlappende HF-Signale erzeugt werden. Im Anschluß daran werden die Spektralkomponenten in einer dreidimensionalen Abtastfolge getrennt, an die sich eine dreidimensionale rasche Fourier-Transformierung an schließt.

Ein weiteres Merkmal vorliegender Erfindung umfaßt das Kombinieren der Bilder der individuellen Spektralkomponenten zur Erzielung eines kombinierten Bildes ohne chemische Verschiebeartefakte.

Des weiteren wird mit vorliegender Erfindung vorgeschlagen, als Spektralkomponenten Wasser und Lipoide zu verwenden. Die Stärke des hohen statischen Magnetfeldes liegt in der Größenordnung von 2 Tesla, wobei die verwendete Bandbreite 300 Hz oder weniger beträgt.

Mit vorliegender Erfindung wird ferner vorgeschlagen, daß ein erstes Übersichtsbild erfaßt und das interessierende Volumen (VOI) ausgewählt wird, um entweder ein reines Fettbild oder ein reines Wasserbild zu erzielen. Dies ist möglich, da Wasser und Fett räumlich (durch Bildelemente) anstatt durch Frequenz getrennt sind. Nach einer Auswahl der interessieren den Volumina werden die dreidimensionale Erfassung und die Rekonstruktion vervollständigt. Auf diese Weise wird die Sichtanzeige, z. B. des Auges, rein als Wasserbild darge stellt, so daß der optische Nerv nicht durch Fett bedeckt ist.

Bei verschiedenen Pathologien ist es wichtig, den Fettgehalt des bestimmten interessierenden Volumens, das zu untersuchen ist, zu prüfen. Beispielsweise ist es bei der Diagnose der Fettinfiltration der Leber wichtig, auf die Fettmenge in der Leber zu achten. Dies kann in der Weise geschehen, daß das Protokoll ausgewählt wird, so daß die Abbildung der Leber innerhalb des Wasserteiles der Abbildung liegt. Durch Reversieren des Sichtgradienten oder durch Verschieben der Resonanzfrequenz des HF-Signales wird der Fetteil der Leber abgebildet. Auf diese Weise ist man in der Lage, den prozen tualen Anteil an Fett in der Leber zu bestimmen. Eine ähnliche Situation ergibt sich bei Fetten in Muskeln allge mein, insbes. beispielsweise im Herzen. In allen diesen Fällen ist es von außerordentlicher Bedeutung, daß man in der Lage ist, die Wasser- und Fetteile der Abbildung wirksam zu trennen, und zwar ohne umfangreiche Inhomogenitätsdarstellun gen, oder aber getrennte Fett- und Wasserbilder der gleichen Abschnitte des Körpers miteinander zu kombinieren, um Abbildungen zu erzielen, die frei von chemischen Verschiebe artefakten sind.

Nachstehend wird die Erfindung in Verbindung mit der Zeich nung anhand eines Ausführungsbeispieles erläutert. Es zeigt

Fig. 1 ein typisches MR-Datenerfassungssystem mit HF-Impuls bandbreitensteuerungen,

Fig. 2 eine verallgemeinerte Darstellung einer Datenerfas sungsfolge zur Verwendung in Verbindung mit vorlie gender Erfindung, um die räumliche Trennung der Spektralkomponenten zu erzielen,

Fig. 3 eine Darstellung der Resonanzfrequenzen von Wasser- und Fettkomponenten zusammen mit der Resonanzfrequenz des HF-Impulses, der bei der Abtastfolge nach Fig. 2 verwendet wird,

Fig. 4 ein verallgemeinertes Flußdiagramm, das das erfin dungsgemäße Verfahren zeigt,

Fig. 5 eine Mehrfachformat-Sichtanzeige von 16 Bilddarstel lungen, die räumlich zwischen Wasser- und Fettbildern unterteilt sind, und

Fig. 6 eine graphische Darstellung einer Radianten gegenüber der Z-Achsenposition.

Das verallgemeinert dargestellte MRI-System 11 nach Fig. 1 wird zur Erzielung von Bilddarstellungen nach dem Magnetre sonanzprinzip verwendet. Das System weist einen großen statischen Magneten 12 auf, in welchen der Patient oder Prüflinge eingesetzt werden. Ein hohes statisches Magnetfeld kann unter Verwendung von Elektromagneten, Permanentmagneten oder supraleitenden Magneten erzeugt werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird ein supraleitender Magnet eingesetzt. Die Erregung des supraleitenden Magneten ist mit 13 als das Magnetfeld erzeugender Block dargestellt.

Es sind Mittel vorgesehen, um die Quelle von HF-Signalen, die während Abbildungs-Abtastfolgen empfangen werden, ausfindig zu machen. Insbesondere werden Gradientenfelder dem stati schen Magnetfeld aufgegeben. Diese Gradienten werden in Richtung der X-, der Y- und der Z-Koordinate aufgegeben. Gradientengeneratoren zum Aufgeben derartiger Gradienten sind durch Blocks 14, 16 und 17, die mit Gx, Gy und Gz bezeichnet sind, dargestellt. Die Gradienten werden verwendet, um das statische Magnetfeld längs X-, Y- und Z-Achsen zu variieren und stellen Scheibenauswähl-, Codier- und Bildauswähl-Funk tionen dar, die in der Technik der Magnetresonanzabbildung bekannt sind.

Das hohe statische Magnetfeld bewirkt eine Ausrichtung bestimmter Kernspine im Prüfling (oder im Patienten). Ferner sind Mittel vorgesehen, um die ausgerichteten Spine zu stören oder zu kippen, indem HF-Impulse mit der Larmor-Frequenz des speziellen Kernes, der gestört wird, aufgegeben werden. Für die Larmor-Frequenz gilt:

fo = γ Bo/2

wobei
γ die gyromagnetische Konstante für das Isotop ist, dessen Kern gestört wird,
π die Konstante 3,14166 . . . , und
Bo die Stärke des statischen Magnetfeldes an der Stelle des Kernes ist.

Die HF-Impulse werden aus der Mischeinrichtung 18 erhalten. Die Mischeinrichtung mischt die Frequenzen, die aus einem Funktionsgenerator 19 und einem HF-Generator 21 erhalten werden. Nach vorliegender Erfindung ist beispielsweise eine Bandbreitensteuerschaltung 22 vorgesehen, um die Bandbreite der HF-Impulse durch Manipulieren des Funktionsgeneratoraus ganges zu variieren.

Der HF-Impuls, der durch den Funktionsgenerator geformt wird, wird durch die Schalteinrichtung 20 an eine HF-Spule oder (nicht dargestellte) Sonde geführt, die die ausgerichteten Spine im Patienten dem HF-Impuls aussetzt und die Spine kippt. Signale mit freiem Induktionsabfall (FID), die aufgrund der gekippten Spine erzeugt werden, werden in der gleichen HF-Sonde oder über eine getrennte HF-Sonde empfan gen. Das aufgenommene Signal geht auch durch den Schalter 22 an einen Empfänger 23. Ein Analog/Digital-Wandler 24 formt das am Empfänger 23 erhaltene Analog-Signal in ein digitales Signal um. Eine Bildverarbeitungseinrichtung 26 setzt die von dem Analog/Digital-Wandler 24 aufgenommenen digitalen Daten in zwei dreidimensionale, schnelle Fourier-Transformationen (3 DEFT) um. Die beiden Transformationen ändern die Sichtsi gnale und die phasencodierten Signale längs der scheibenco dierten Richtung in räumlich angeordnete Signale in X-, Y-Matrizen, wie an sich bekannt. Die XY-Bildelement-Stellen werden an einer Vielzahl von Matrizen in der Z-Richtung des Blockes 27 angezeigt. Die Signaldaten und die Lagedaten stellen die Abbildung nach den Fouriertransformationen dar. Die Abbildung wird dann auf der Sichtanzeigeeinheit 28 dargestellt. Block 27 gibt an, daß die Abbildung in getrennte Wasser- und Fett-Teile in der Z-Richtung unterteilt wird.

Wie in Fig. 2 gezeigt, schließt sich vorzugsweise eine modifizierte dreidimensionale Abtastfolge an. Die normale dreidimensionale Abtastfolge wird dadurch modifiziert, daß die Bandbreiten der übertragenen HF-Impulse gesteuert werden. Der erste 90°-HF-Impuls, der mit 31 angedeutet ist, wird während der gleichzeitigen Übertragung eines Volumenauswähl gradientenimpulses 32 übertragen, welcher ein Volumen eines abzubildenden Patienten auswählt. Der normalerweise verwende te invertierte Teil 32 a des Impulses 32 ist ebenfalls gezeigt.

Im Anschluß an den Volumenauswählgradientenimpuls wird ein Volumencodiergradientenimpuls übertragen, wie mit 33 darge stellt. Gleichzeitig mit der Übertragung des Volumenauswähl codierimpulses wird ein Phasencodierimpuls 34 übertragen. Der Phasencodierimpuls ist um 90° gegenüber dem Volumenauswähl codierimpuls versetzt. Senkrecht zu beiden Codierimpulsen verlaufen die Bildauswählgradientenimpulse, die als Impuls 36 im Anschluß an einen Bildauswählgradientenimpuls 37 gezeigt sind, der so ausgelegt ist, daß er während des Empfanges des Echosignales auftritt.

Vor dem Empfang des Echosignales jedoch wird ein zweiter HF-Impuls 38 übertragen. Dieser zweite HF-Impuls ist so ausgelegt, daß er die gekippten Spine um 180° in der Ebene bewegt, in die sie gekippt wurden. Der HF-Impuls 38 wird während des Wirksamwerdens eines zweiten Volumenauswählimpul ses 39 übertragen. Beide HF-Impulse sind in ihrer Bandbreite auf einen Wert begrenzt, der nicht mehr als die Differenz in den Larmor-Zeiten zwischen den Spektralkomponenten ist; in vorliegendem Beispiel für Fett und Wasser beträgt die Differenz 3,3 ms an der maximalen Halbwertstelle voller Breite der HF-Impulse, wenn das hohe statische Feld ein Feld mit dem Wert 2 Tesla ist. Unter diesen Bedingungen werden die Resonanzpunkte von Fett und Wasser durch 3,5 ppm (Teile pro Million) getrennt. Die Larmor-Frequenz von Wasserstoff beträgt bei 2 Tesla nominell 85 MHz. Entsprechend wird die Bandbreite so eingestellt, daß in den Frequenzbereich die Bandbreite auf nicht mehr als 300 Hz begrenzt wird. Die Bandbreite wird nach einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung so begrenzt, daß die mit der HF-Frequenz gemischte Frequenz variiert wird; dies bedeutet, daß die Funktion, die zur Formung des HF-Impulses verwendet wird, so manipuliert wird, daß der HF-Impuls auf eine Bandbreite von 300 Hz in der Frequenzdomäne und 3,3 ms in der Zeitdomäne begrenzt wird.

Bei der Verzögerungsdauer TE nach dem Aufgeben des 180° Impulses wird ein FID-Echosignal 41 empfangen. Dieses Signal wird natürlich während des Aufgebens des Bildgradientenimpul ses 37 empfangen. Im Anschluß daran werden andere Echosignale 41 nach dem Aufgeben von nachfolgenden HF-, Phasencodier- und Volumencodierimpulsen empfangen.

Fig. 3 zeigt einen HF-Impuls 38 in der Frequenzdomäne. In dieser Figur ist der HF-Impuls 38 mit einer Resonanzfrequenz von 85 MHz gezeigt. Bei diesem Beispiel beträgt das statische Magnetfeld 2 Tesla. Bei dieser Feldstärke sind die Larmor- Frequenz von Wasserstoff in einem Wassermolekül und die Larmor-Frequenz von Wasserstoff in einem Fettmolekül um 300 Hz getrennt, wie in Fig. 3 gezeigt wird. Durch Begrenzung der Bandbreite des HF-Impulses ist es möglich, Daten getrennt aus dem Wasserstoff in den Fettmolekülen und dem Wasserstoff in den Wassermolekülen zu erhalten. Die Daten aus den getrennten Molekülen werden gesammelt und ebenfalls räumlich um 300 Hz getrennt.

Bei dem üblichen dreidimensionalen, schnellen Fourier-Trans formiervorgang werden die Wellendaten in X- und Y-Daten längs den Z-Achsen umgewandelt. Die X- und Y-Daten betreffen alle entweder Wasser oder alle Lipoid, wie mit 27 in Fig. 1 dargestellt, und sind räumlich in der Z-Richtung auf der Basis der Frequenztrennung getrennt. Es ist möglich, die Trennung von Wasser und Fett zu reversieren. Dies geschieht beispielsweise so, daß das Lipoid in den ersten Matrizen anstatt Wasser mit 27 erscheint. Wie in Fig. 5 gezeigt, können die Fett-Bildelemente beispielsweise mit den Wasser Bildelementen so reversiert werden, daß die Fett-Bildelemente die oberen Bildelemente und die Wasser-Bildelemente die unteren Bildelemente in der Mehrfachformatdarstellung sind.

Diese Umkehr von Wasser und Fett kann auf verschiedene Weise erreicht werden. Eine Methode besteht darin, daß das Vorzei chen während des Erfassungsvorganges 57 nach Fig. 4 rever siert wird.

Fig. 6 zeigt, wie die Gradienten die Bandbreiten der HF-Im pulse "projizieren", um räumlich getrennte Wasser- und Lipoid-Komponenten zu erhalten. In Fig. 6 ist die Bandbreite des HF-Impulses begrenzt, um sicherzustellen, daß die Wasser- und Lipoid-Komponenten sich nicht überlappen, z. B. auf 300 Hz in einem Feld von 2 Tesla. Dies geschieht in der Weise, daß räumlich getrennte Wasser- und Lipoid-Komponenten erzielt werden. Im Prinzip beträgt die Bandbreite

Δ f = Bo (γ _w - q _l)

wobei
γ = die gyromagnetische Konstante,
Bo = die magnetische Hauptfeldstärke, und
W, L = Indizes, die ein Proton in einem Wassermolekül oder ein Proton in einem Lipoid-Molekül angeben.

Im Betrieb ist es zweckmäßig, jedoch nicht entscheidend, daß zuerst ein Übersichtsbild erhalten wird, wie es beispiels weise in Fig. 4a dargestellt ist. Die Erfassung des Über sichtsbildes ist mit Block 51 angedeutet. Dann wird ein dreidimensionales Erfassungsprotokoll gewählt, bei dem die Bandbreite der HF-Impulse kleiner als die oder gleich der Larmor-Frequenz von Wasserstoff im Wassermolekül, reduziert um die Larmor-Frequenz von Wasserstoff in Fettmolekülen ist, wie mit Block 52 angegeben. Block 53 gibt an, daß Parameter ausgewählt werden, um eine Abbildung (Fig. 4b) des entspre chenden, gewünschten Volumens zu erzielen. Wie in den Fig. 4a und 4b gezeigt, wird ein Abschnitt 54 des Volumens einschließlich der Augen 56 ausgewählt, um das Fett zu eliminieren, das z. B. normalerweise den optischen Nerv überzieht. Nach der Auswahl des gewünschten Volumens schließt sich der dreidimensionale Erfassungsvorgang an, wie mit Block 57 angedeutet. Nachdem die Daten, wie mit Block 57 angedeu tet, erfaßt worden sind, wird eine Rekonstruktion unter Verwendung der dreidimensionalen schnellen Fourier-Transfor mierung vorgenommen, wie mit Block 58 angedeutet. Dann wird das Bild zur Sichtanzeige gebracht, wie mit 59 gezeigt. Die Sichtanzeige nach Fig. 1 besitzt einen Teil, z. B. die Hälfte der Scheiben, der aus reinen Wasserdaten besteht, und die Hälfte der Scheiben, der aus reinen Fettdaten besteht. Die Auswahl erfolgt so, daß der reine Wasserteil der Abbildungs daten den optischen Nervenabschnitt des ausgewählten Volumens des Übersichtsbildes bedeckt. Diese Erfassungsmethode ermöglicht eine vielformatige Sichtanzeige des Wasser- und Lipoid-Bildes, wie in Fig. 5 gezeigt. Hier sind 16 Abbildun gen dargestellt, acht von Wasserdaten und acht von Lipoid- Daten.

Entscheidet man sich, die Bilddarstellung zu reversieren und nur den Fetteil ohne den Wasserteil zu zeigen, wird bei spielsweise das Vorzeichen des Betrachtungsgradienten geändert. Eine einfache Verarbeitung kann angewendet werden, um sowohl Wasser als auch Fett zu kombinieren, indem eine reguläre dreidimensionale Bildfolge ohne Begrenzung der Bandbreite verwendet wird, in der die Wasser- und die Fettdaten in üblicher Weise kombiniert werden. In diesem Fall wird die Bandbreite breit genug gewählt, damit sowohl die Wasser- als auch die Fetteile in der üblichen Weise umfaßt werden. Dann kann das Fett oder das Wasser aus dem Gesamtbild subtrahiert werden, um den chemischen Verschiebeartefakt zu minimieren. Andererseits und vorzugsweise wird das Gesamtbild dadurch erhalten, daß das Fett und Wasser reversiert werden, um Fett- und Wasserkomponenten für das vollständige Bild zu erzielen. Das vollständige Bild wird dann dadurch erhalten, daß die Teilbilder zu einem Artefakt-Vollbild kombiniert werden.

Somit wird mit vorliegender Erfindung ein Verfahren vorge schlagen, bei dem Wasser und Fett räumlich getrennt sind, indem eine reguläre dreidimensionale Erfassungs- und Rekon struktionsfolge verwendet wird, ohne daß dabei eine Begren zung durch die präzise Homogenität des hohen statischen Magnetfeldes vorgenommen wird.

Claims

1. Verfahren zum Trennen von Spektralkomponenten in Magnet resonanzsystemen (MRI), dadurch gekennzeichnet, daß eine dreidimensionale Abtastfolge angewendet wird, die Bandbreite der aufgegebenen HF-Impulse in der dreidimensionalen Abtastfolge begrenzt wird, um getrennte HF-Signale aus den Spektralkomponenten zu erfassen, und eine dreidimensionale, schnelle Fourier-Transformierung zum Transformieren der erfaßten, getrennten HF-Signale in räumlich getrennte Bildwerte vorgenommen wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bandbreiten zu ihrer Begrenzung auf etwa die Diffe renz zwischen den Larmor-Frequenzen der Spektralkompo nenten beschränkt werden.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Bandbreiten zu ihrer Begrenzung so auf die HF-Signale begrenzt werden, daß die HF-Signale aus den Spektralkom ponenten sich geringfügig überlappen.

4. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Bandbreiten zu ihrer Begrenzung so auf die HF-Signale begrenzt werden, daß die HF-Signale aus den Spektralkom ponenten aneinander anstoßen.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Begrenzung der Bandbreite der aufgegebenen HF-Impulse Signale aus den Spektralkomponenten ergibt, die räumlich voneinander getrennt sind.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die räumlich getrennten Werte in Sichtanzeigewerte umgewandelt werden.

7. Verfahren zum Trennen von Spektralkomponenten in Magnet resonanzsystemen (MRI), dadurch gekennzeichnet, daß eine dreidimensionale Abtastfolge angewendet wird, und daß die ersten und zweiten Spektralkomponenten so erregt werden, daß sie erste und zweite HF-Signale unterschied licher, räumlich getrennter Frequenzen erzeugen.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Vorgang des Erregens das Aufgeben von HF-Impulsen mit begrenzter Bandbreiten einschließt.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die erfaßten Bilddatenanteile aus ersten und zweiten Spektralkomponenten während einer einzigen Abtastung abgeleitet werden, und daß die Bilddaten auf einer Vielzahl von Z-Matrizen mit durch X- und Y-Koordinaten definierten Bereichen gespeichert werden.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß der Erfassungsschritt das Aufgeben eines Codiergradienten längs einer Volumenauswählgradientenachse während einer dreidimensionalen Tastfolge umfaßt, daß HF-Impulse in der dreidimensionalen Abtastfolge angewendet werden, wobei die Bandbreite der HF-Impulse kleiner als die oder gleich der Larmor-Frequenzdifferenz der Spektralkomponenten im System ist, und eine dreidimensionale Fourier-Transformiermethode zur Erzielung von Daten aus den HF-Signalen für die Speiche rung in einer Vielzahl von Z-Matrizen verwendet wird, welche räumlich in durch X- und Y-Koordinaten definierte Bereiche unterteilt sind, die nur Daten der ersten Spektralkomponente enthalten, sowie in X- und Y-Bereiche, die nur Daten der zweiten Spektralkomponenten enthalten, so daß ein Teil der Z-Matrizen nur Daten der ersten Spektralkomponente und die übrigen Z-Matrizen nur Daten der zweiten Spektralkomponente enthalten.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Bilddarstellungen der individuellen Spektralkomponen ten kombiniert werden, um eine kombinierte Bilddarstel lung ohne chemische Verschiebeartefakte zu erzielen.

12. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Spektralkomponenten Wasser und Lipoide sind, und daß die Bandbreite 300 Hz beträgt.

13. Einrichtung zum Trennen von Spektralkomponenten in Magnetresonanz-Abbildungssystemen, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung (14, 16, 17) zur Durchführung einer dreidimensionalen Abtastfolge, eine Vorrichtung (22) zur Begrenzung der Bandbreiten der aufgegebenen HF-Impulse in der dreidimensionalen Abtast folge, um getrennte Signale aus den Spektralkomponenten zu erfassen, und eine Vorrichtung (26) zur Durchführung einer dreidimen sionalen, raschen Fourier-Transformierung zum Transfor mieren der erfaßten, getrennten HF-Signale in die getrennten Bildwerte.

14. Einrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Begrenzung der Bandbreiten die Bandbreiten auf etwa die Differenz zwischen den Larmor- Frequenzen der Spektralkomponenten begrenzt.

15. Einrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Begrenzung der Bandbreiten Bandbrei ten ergibt, die so begrenzt sind, daß sich die HF-Signale aus den Spektralkomponenten geringfügig überlappen.

16. Einrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Begrenzung der Bandbreiten die Bandbreiten so begrenzt, daß die Signale aus den beiden Spektralkomponenten aneinander anstehen.

17. Einrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die die Bandbreiten der aufgegebenen HF-Impulse begren zende Vorrichtung Signale aus den Spektralkomponenten ergibt, die räumlich voneinander getrennt sind.

18. Einrichtung nach Anspruch 17, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung (28) zur Umwandlung der räumlich getrennten Signale in Sichtanzeigebilder.

19. Einrichtung zum Trennen von Spektralkomponenten in MRI-Systemen, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Erregen erster und zweiter Spektralkomponenten, damit die ersten und zweiten Spektralkomponenten erste und zweite HF-Signale unterschiedlicher, räumlich getrennter Frequenzen erzeugen.

20. Einrichtung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Erregungsvorrichtung eine Vorrichtung aufweist, die HF-Impulse mit begrenzten Bandbreiten aufgibt.

21. Einrichtung nach Anspruch 20, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zur Erfassung von Bilddatenanteilen, die aus den ersten und zweiten Spektralkomponenten während einer einzigen Abtastung abgeleitet werden, und eine Vorrich tung zur Speicherung der Bilddaten auf einer Vielzahl von Z-Matrizen mit durch X- und Y-Koordinaten definierten Bereichen.

22. Einrichtung nach Anspruch 21, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Erfassen eines Codiergradienten längs einer Volumenauswählgradientenachse während einer dreidimensionalen Abtastfolge, eine Vorrichtung zur Verwendung von HF-Impulsen in der dreidimensionalen Abtastfolge, wobei die Bandbreite der HF-Impulse auf weniger als die oder gleich der Larmor- Frequenzdifferenz der Spektralkomponenten in der Einrich tung begrenzt ist, und eine Vorrichtung zum Aufgeben einer dreidimensionalen Fourier-Transformierung zur Erzielung von Daten aus den HF-Signalen zur Speicherung in einer Vielzahl von Z-Matrizen, die räumlich in durch X- und Y-Koordinaten definierte Bereiche unterteilt sind, welche nur Daten der ersten Spektralkomponente enthalten, sowie in X- und Y-Bereiche, die nur Daten der zweiten Spektralkomponenten enthalten, so daß ein Teil der Vielzahl der Z-Matrizen nur Daten der ersten Spektralkomponente und die übrigen Z-Matrizen nur Daten der zweiten Spektralkomponente enthalten.

23. Einrichtung nach Anspruch 22, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Kombinieren der Bilder der individuellen Spektralkomponenten, um eine kombinierte Bilddarstellung ohne chemische Verschiebeartefakte zu erzielen.