DE3810018A1

DE3810018A1 - Verfahren und einrichtung zum trennen von spektralkomponenten

Info

Publication number: DE3810018A1
Application number: DE3810018A
Authority: DE
Inventors: Hanan Keren
Original assignee: Elscint Ltd
Current assignee: Elscint Ltd
Priority date: 1987-03-27
Filing date: 1988-03-24
Publication date: 1988-10-20
Also published as: US4902973A; IL82030A; IL82030A0

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 einzelnen zweidimensionalen Abtastung. Die Einzel-Abtastung ist so ausgelegt, daß sie die Spektralkomponenten räumlich trennt. Dies stellt eine Verbesserung eines Verfahrens und einer Einrichtung dar, wie sie Gegenstand der Patentanmeldung P 38 04 212.6 sind. Andere Einrichtungen und Verfahren zum Trennen von Abbildungen von Spektralkomponenten sind in zwei früheren Patentanmeldungen der Anmelderin beschrieben und dargestellt, nämlich in der israelischen Anmeldung 77 837, angemeldet 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 Verschiebeartefakten ist. Derzeit werden, ohne daß geeignete Schritte unternommen werden, Artefakte durch die unterschiedlichen Resonanzfrequenzen von Spektral komponenten verursacht. Beispielsweise hat Wasserstoff 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 ersten beiden vorerwähnten Patentanmeldungen stellen Verbesserungen dieses Verfahrens dar und unterscheiden ferner die Wasser- und Fett-Komponenten oder im allgemeinen Spektralkomponenten auf spektralem Wege. Nachteilig bei der Anwendung der Verfahren, die spektral zwischen Spektralkomponenten oder chemisch differenzierten Komponenten zu unterscheiden ist, daß ein hohes Maß an Homogenität des Feldes erforderlich wird; fehlt ein derarti ges hohes Maß an Homogenität, sind Felddarstellungen erfor derlich, 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.

Ferner macht die bekannte chemische Verschiebe-Abbildung nach den vorbeschriebenen Aufsätzen einen verhältnismäßig hohen Energieaufwand erforderlich. Aufgabe der Erfindung ist es deshalb, Verfahren und Einrichtungen zu schaffen, die die Energieaufnahme reduzieren.

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 unterschiedlicher Frequenzen erzeugen, welche räumlich getrennt sind, und
daß ein ausgewähltes der räumlich getrennten ersten und zweiten Signale so umgewandelt wird, daß Daten zur Erzielung eines Bildes abgebildet 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 durch X-, Y-Koordinaten definierte Bereiche haben, die räumlich definierten Abschnit ten in einer ausgewählten Ebene senkrecht zur Z-Achse entsprechen, vorgeschlagen, daß
HF-Signale unter Verwendung einer zweidimensionalen Abtastfolge gewonnen werden,
HF-Impulse in der zweidimensionalen Abtastfolge aufgegeben werden, wobei die Bandbreite eines der HF-Impulse kleiner als die oder gleich der Larmor-Frequenzdifferenz der Spektralkom ponenten ist,
Scheibenauswähl-Gradientenimpulse während des einen der HF-Impulse verwendet werden, die kleiner sind als die Scheibenauswähl-Gradientenimpulse, die während des Aufgebens der anderen HF-Impulse verwendet werden, um eine Scheibe auszuwählen, die HF-Signale aus nur einer Spektralkomponente enthält, und
eine zweidimensionale Fourier-Transformiermethode zur Erzielung von Daten aus den HF-Signalen aus nur einer Spektralkomponente zur Steuerung in entsprechenden Bereichen einer Matrix verwendet wird, wobei die Matrix räumlich in durch X-, Y-Koordinaten definierte Bereiche unterteilt ist, die nur Daten der einen Spektralkomponente enthalten.

Die Sichtanzeige aus den gewonnenen HF-Signalen ergibt somit eine Sichtanzeige von ausgewählten Spektralkomponenten, die von der Sichtanzeige der zweiten Spektralkomponenten getrennt sind. Die HF-Signale werden in einer Einzelabtastung erfaßt.

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 Resonanzfrequenzen beider Spektralkomponenten umfaßt. Mit der Erfindung werden dabei chemische Verschiebeartefakte minimiert, indem mindestens ein HF-Impuls mit einer Bandbrei te verwendet wird, der zwischen den Resonanzfrequenzen einer jeden der Spektralkomponenten liegt, um gleichzeitig einen eine kleinere Scheibe auswählenden Gradientenimpuls zu verwenden, damit dadurch nur eine der Spektralkomponenten erregt wird, wodurch HF-Signale in einer gegebenen Scheibe erzeugt werden. Im Anschluß daran werden die Signale aus der ausgewählten Spektralkomponente dadurch verarbeitet, daß zweidimensionale Transformiervorgänge zur Erzielung von Bilddaten verwendet werden.

Mit der Erfindung wird die Folge wiederholt, jedoch die andere Komponente ausgewählt, und es werden dann die Bilder der individuellen Spektralkomponenten kombiniert, damit ein kombiniertes Bild ohne chemische Verschiebe-Artefakte erzielt wird.

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 der interessierende Bereich (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 Bereiche werden die zweidimensionale 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 Bereiches, der 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 Verschieben der Resonanzfrequenz des HF-Signales wird der Fettanteil der Leber abgebildet. Auf diese Weise ist man in der Lage, den prozentualen Anteil an Fett in der Leber zu bestimmen. Eine ähnliche Situation ergibt sich bei Fetten in Muskeln allgemein, 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 Inhomogeni tätsdarstellungen, oder aber getrennte Fett- und Wasserbilder der gleichen Abschnitte des Körpers miteinander zu kombinie ren, um Abbildungen zu erzielen, die frei von chemischen Verschiebeartefakten 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 und Gradienten-Amplituden steuerungen,

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 180° HF-Impulses, der bei der Abtastfolge nach Fig. 2 verwendet wird,

Fig. 4a, 4b und 4c verallgemeinerte Flußdiagramme, die das erfindungsgemäße Verfahren in Verbindung mit Sichtan zeigebildern zeigen,

Fig. 5 eine Winkel- zu Z-Achsen-Positionsdarstellung,

Fig. 6 eine Scheibenauswähl-Gradientenamplituden-gegenüber Z-Achsen-Positionsdarstellung, und

Fig. 7a und 7b Darstellungen von Scheiben, die durch den "Breitband"-90°-Impuls und den "Schmalband"-180°- Impuls ausgewählt werden, wobei der Scheibenauswähl gradient nach Fig. 6 verwendet wird.

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.

Es sind Vorkehrungen getroffen, um die Amplitude des Schei benauswählgradienten in der Weise zu variieren, daß er die räumliche Trennung der Daten unterstützt, die aus unter schiedlichen Spektralkomponenten erfaßt werden. Insbesondere wird eine Gradienten-Größensteuereinheit 15 verwendet, um einen kleineren Scheibenauswählgradienten während des Aufgebens eines HF-Impulses mit einer begrenzten Bandbreite zu erzielen.

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 B _o/2π

wobei

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

Die HF-Impulse werden aus der Mischeinrichtung 18 erhalten. DieMischeinrichtung 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. Wenn die gleiche HF-Sonde verwendet wird, gehen die aufgenommenen Signale 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 zweidimensionale, schnelle Fourier-Transformationen (2 DEFT) um. Die Fourier-Transformationen ändern die Sichtsig nale und die phasencodierten Signale längs der Scheibenaus wählrichtung in ausgewählte räumlich angeordnete Signale, die in einer X-, Y-Matrize gespeichert werden, wie an sich bekannt. Die XY-Bildelement-Stellen sind durch die beiden Matrizen 27 und 27′, die in der Z-Richtung getrennt sind, dargestellt. Die Signaldaten und die Lagedaten stellen die Abbildung nach den Fouriertransformationen dar. Die Abbildung wird dann auf der Sichtanzeigeeinheit 28 dargestellt. Die Matrizen 27 und 27′ geben 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 Spin-Echo-Abtastfolge an. Die normale Spin-Echo- Abtastfolge wird dadurch modifiziert, daß die Bandbreiten eines der übertragenen HF-Impulse gesteuert werden und daß ein eine Scheibe reduzierter Größe auswählender Gradienten impuls beim Aufgeben des HF-Impulses mit der gesteuerten Bandbreite verwendet wird.

Der erste 90°-HF-Impuls, der mit 31 angedeutet ist, wird während der gleichzeitigen Übertragung eines Scheibengradien tenimpulses 32 übertragen, welcher eine Scheibe eines abzubildenden Patienten auswählt. Der normalerweise verwende te invertierte Teil 32 a des Impulses 32 ist ebenfalls gezeigt.

Im Anschluß an den Scheibenauswählgradientenimpuls wird ein Phasencodiergradientenimpuls übertragen, wie mit 34 darge stellt. 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 Empfangs 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 Scheibenauswählim pulses 39 übertragen.

Der Scheibenauswählgradientenimpuls 39 hat eine reduzierte Amplitude im Vergleich zu dem Scheibenauswählgradientenimpuls 32. Die Vergleichsamplituden der Scheibenauswählgradienten sind in Fig. 6 gezeigt. Die geringere Erstreckung der Gradienten 39 trägt dazu bei, daß Spektral Wasser- und Lipoidbilder beispielsweise längs der Betrachtungsachse voneinander getrennt werden, wie in den Fig. 7a und 7b dargestellt.

Der zweite HF-Impuls ist in seiner Bandbreite auf einen Wert begrenzt, der nicht mehr als die Differenz zwischen den Larmor-Frequenzen der Spektralkomponenten beträgt. In vorliegendem Beispiel sind Fett und Wasser die Spektralkompo nenten. Bei der bevorzugten Ausführungsform beträgt die maximale Halbwertstelle voller Breite der HF-Impulse 3,3 ms, 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 des 180°- HF-Impulses so eingestellt, daß in dem 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-Impulsen oder Wiederholungen der Abtastfolge mit Codierimpulsen unter schiedlichen Phasenlage und/oder unterschiedlichen Betrach tungsimpulsen.

Fig. 3 zeigt einen HF-Impuls 38 in der Frequenzdomäne. In dieser Figur ist der HF-Impuls 38 mit einer Resonanzfrequenz von etwa 84 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 wenigstens eines der HF-Impulse ist es möglich, die Daten, die aus dem Wasserstoff in den Fettmole külen und dem Wasserstoff in den Wassermolekülen aufgenommen werden, zu trennen. Die getrennten Daten sind räumlich um 300 Hz getrennt.

Bei dem üblichen zweidimensionalen schnellen Fourier-Trans formiervorgang werden die Wellendaten in X- und Y-Daten längs den Z-Achsen umgewandelt. Die Daten von Wasser und Fett sind räumlich in der Z-Richtung auf der Basis der Frequenztrennung getrennt. Somit entsprechen die X- und Y-Daten alle entweder Wasser oder alle Lipoid, wie in Fig. 1 mit 27 und 27′ gezeigt. Es ist möglich, die Positionen von Wasser und Fett zu reversieren, so daß beispielsweise das Lipoid anstelle von Wasser in der ersten Matrix 27 erscheint.

Diese Umkehr von Wasser und Fett kann auf verschiedene Weise erreicht werden. Eine Methode besteht darin, daß die Frequenz des 90°-HF-Impulses oder die Polarität des Scheibenauswähl gradienten geändert wird, der während des 90°-HF-Impulses in dem Spin-Echo-Datenerfassungsvorgang 57 nach Fig. 4 aufgege ben 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 mindestens durch einen der HF-Impulse begrenzt, um sicherzu stellen, 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 = B _o (γ _w - γ _l)

wobei

γ = die gyromagnetische Konstante, B _o = 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. 4b dargestellt ist. Die Erfassung des Über sichtsbildes ist mit Block 51 angedeutet. Dann wird ein zweidimensionales Spin-Echo-Erfassungsprotokoll gewählt, bei dem die Bandbreite der 180°-HF-Impulse kleiner als die oder gleich der Larmor-Frequenz von Wasserstoff im Wassermolekül, reduziert um die Larmor-Frequenz von Wasserstoff in Fettmole külen ist, wie mit Block 52 angegeben. Die Bandbreite eines der HF-Impulse kann nach der Erfindung begrenzt werden. Der 180°-HF-Impuls wird so gewählt, daß er begrenzt ist, da der Energieverbrauch weitgehend durch den 180°-Impuls begrenzt ist und eine Beschränkung der Bandbreite den Energieverbrauch reduziert. Block 53 gibt an, daß Parameter ausgewählt werden, um eine Abbildung (Fig. 4c) der entsprechenden, gewünschten Scheibe zu erzielen. Wie in den Fig. 4a und 4b gezeigt, wird eine Scheibe 54 des Kopfes einschließlich der Augen 56 ausgewählt, um das Fett zu eliminieren, das z. B. normalerwei se den optischen Nerv überzieht. Nach der Auswahl der gewünschten Scheibe schließt sich der Spin-Echo-Erfassungs vorgang an, wie mit Block 57 angedeutet. Nachdem die Daten, wie mit Block 57 angedeutet, erfaßt worden sind, wird eine Rekonstruktion unter Verwendung der zweidimensionalen schnellen Fourier-Transformierung vorgenomen, wie mit Block 58 angedeutet. Dann wird das Bild zur Sichtanzeige gebracht, wie mit 59 gezeigt.

Die Sichtanzeige ist, wie in Fig. 4c dargestellt, entweder eine Scheibe aus sich auf reines Wasser beziehenden Daten oder eine Scheibe, die auf sich auf reines Fett beziehende Daten abgestellt ist. Die Auswahl der HF-Impulsfrequenz und der Scheibenauswählgradient ist so beschaffen, daß der Teil reinen Wassers der Bilddaten den optischen Nervabschnitt des ausgewählten Volumens der Gesamtansicht bedeckt. Beispiels weise erregt nach Fig. 7a der 90°-Impuls in Verbindung mit dem Scheibenauswählgradienten 62 (Fig. 6) sowohl die Wasser- als auch die Lipoid-Spine. Dies ist durch die sich überlap penden, empfangenen Signaldaten 71 und 72 gezeigt. Fig. 7b zeigt, daß der 180°-Impuls schmaler Bandbreite in Verbindung mit dem Gradienten 63 (Fig. 6) die empfangenen Signaldaten so ausbreitet, daß die Wasser- und Lipoid-Signale getrennt werden, wie durch die empfangenen Signaldaten 73 und 74 gezeigt. Die Frequenz der empfangenen Signale ist gegeben durch

W = W _o + W _i = γ B _o + G _z × Z _i

wobei

W _o = Frequenz aufgrund des Feldes b, q = gyromagnetische Konstante, und W _i = Frequenz aufgrund des Gradienten G _z an der Stelle Z _i.

Wenn es erwünscht ist, nur den Fettanteil ohne den Wasseran teil zu zeigen, wird beispielsweise die Frequenz des 90°-HF- Impulses so geändert, daß die Spine, die durch den 90°-HF- Impuls gekippt werden, räumlich mit den Lipoid-Spinen ausgerichtet werden, die durch den 180°-Impuls schmaler Bandbreite erregt werden. Eine einfache Verarbeitung kann sowohl Wasser als auch Fett miteinander kombinieren, indem eine reguläre Spin-Echo-Bildfolge ohne Begrenzung der Bandbreite durchgeführt wird, wobei Wasser- und Fett-Daten in der üblichen Weise miteinander kombiniert werden. In diesem Fall ist die Bandbreite groß genug damit sowohl die Wasser- als auch die Fettanteile in üblicher Weise umfaßt werden. Dann kann das Fett oder das Wasser von dem Gesamtbild subtrahiert werden, um den chemischen Verschiebeartefakt zu minimieren. Andererseits und vorzugsweise kann ein Gesamtbild dadurch erzielt werden, daß die HF-Impulsfrequenzen verändert werden, um getrennte Bilder der Fett- und Wasserkomponenten zu erzielen. Das vollständige Bild kann dann dadurch gewonnen werden, daß die Komponentenbilder kombiniert werden, um eine vollständige, artefaktfreie Bilddarstellung zu gewinnen, oder es kann vorzugsweise eine Bilddarstellung unter Verwendung von Daten aus nur einer Komponente rekonstruiert werden.

Somit wird mit vorliegender Erfindung ein Verfahren vorge schlagen, bei dem Wasser und Fett räumlich getrennt sind, indem eine reguläre zweidimensionale 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 Spin-Echo-Abtastfolge angewendet wird,
die Bandbreite mindestens eines der aufgegebenen HF-Im pulse in der Spin-Echo-Abtastfolge begrenzt wird,
der Scheibenauswahlgradient, der mit dem mindestens einen HF-Impuls aufgegeben wird, reduziert wird, um getrennte HF-Signale von jeder der spektralen Komponenten zu erfassen und
ein zweidimensionaler, schneller Fourier-Transformiervor gang zum Transformieren der erfaßten, getrennten HF-Sig nale in Bildwerte einer ausgewählten der Spektralkompo nenten vorgenommen wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bandbreitenbegrenzung eine Bandbreite ergibt, die auf etwa die Differenz zwischen den Larmor-Frequenzen der Spektralkomponenten beschränkt werden.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Bandbreitenbegrenzung eine Bandbreite ergibt, die so auf die HF-Signale begrenzt wird, daß die HF-Signale aus den Spektralkomponenten 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 Abtastfolge angewendet wird,
die ersten und zweiten Spektralkomponenten mit einem ersten HF-Impuls bei Vorhandensein eines ersten Schei benauswählgradienten erregt werden, um erste und zweite HF-Signale aus den Spektralkomponenten zu erzeugen, die im wesentlichen an der räumlichen Stelle vorhanden sind, und
die ersten und zweiten Spektralkomponenten mit einem zweiten HF-Impuls bei Vorhandensein eines zweiten Scheibenauswählgradienten erregt werden, damit die ersten und zweiten Spektralkomponenten dritte und vierte HF-Signale unterschiedlicher Frequenzen erzeugen, die räumlich getrennt sind, bei denen jedoch die ersten, zweiten und dritten HF-Signale im wesentlichen an der gleichen Stelle liegen.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Vorgang des Erregens das Aufgeben mindestens eines HF-Impulses mit begrenzter Bandbreite einschließt.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite HF-Impuls die begrenzte Bandbreite besitzt, und daß der zweite Scheibenauswählgradient kleiner ist als der erste Scheibenauswählgradient.

10. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Bandbreite des HF-Impulses so begrenzt ist, daß sie kleiner als die oder gleich der Larmor-Frequenz der Spektralkomponenten in der Einrichtung ist.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß HF-Impulsfrequenzen und Scheibenauswählgradienten verwendet werden, um getrennte Bilddarstellungen beider Spektralkomponenten zu erzielen, und daß die Bilddarstel lungen der individuellen Spektralkomponenten miteinander kombiniert werden, um eine kombinierte Bilddarstellung ohne chemische Verschiebeartefakte zu erhalten.

12. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Spektralkomponenten Wasser und Lipoide sind, daß das statische Feld des MRI-Systems 2 Tesla beträgt, und daß die Bandbreite 300 Hz beträgt.

13. Einrichtung zum Trennen von Spektralkomponenten in Magnetresonanz-Abbildungssystemen (MRI), gekennzeichnet durch
eine Vorrichtung zur Durchführung einer Abtastfolge,
eine Vorrichtung zur Begrenzung der Bandbreite mindestens eines der aufgegebenen HF-Impulse in der Abtastfolge,
eine Vorrichtung zur Änderung des Scheibenauswählgradien ten während des Aufgebens des wenigstens einen der aufgegebenen HF-Impulse, um getrennte HF-Signale aus den Spektralkomponenten zu erfassen, und eine Vorrichtung zur Durchführung einer zweidimensionalen, raschen Fourier-Transformierung zum Transformieren der erfaßten, getrennten HF-Signale nur einer der Spektralkomponenten 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 Bandbreite eine Bandbreite ergibt, die so begrenzt ist, 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 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, um erste und zweite HF-Signale zu beaufschlagen, die räumlich an der gleichen Stelle liegen, und eine Vorrichtung zum Erregen der ersten und zweiten Spektralkomponenten, damit dritte und vierte HF-Signale erzeugt werden, die räum lich getrennt sind, wobei die ersten, zweiten und dritten HF-Signale die gleiche räumliche Stelle einnehmen.

20. Einrichtung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Erregungsvorrichtung eine Vorrichtung aufweist, die mindestens einen HF-Impuls mit begrenzter Bandbreite bei Vorhandensein eines Scheibenauswählgradienten mit reduzierter Amplitude 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.

22. Einrichtung nach Anspruch 21, gekennzeichnet durch
eine Vorrichtung zum Verwenden des HF-Impulses in der Abtastfolge, wobei die Bandbreite der HF-Impulse so begrenzt ist, daß sie kleiner als die oder gleich der Larmor-Frequenzdifferenz der Spektralkomponenten in der Einrichtung ist, und
eine Vorrichtung zum Aufgeben einer zweidimensionalen Fourier-Transformierung zur Erzielung von Daten aus den HF-Signalen für die Speicherung in einer Z-Matrix, die nur Daten der ersten Spektralkomponente enthält.

23. Einrichtung nach Anspruch 22, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung zum Erzielen einer Bilddarstellung der zweiten Spektralkomponente, und eine Vorrichtung zum Kombinieren der Bilddarstellungen der individuellen Spektralkomponenten, um eine kombinierte Bilddarstellung ohne chemische Verschiebeartefakte zu erzielen.