DE3855288T2 - Verfahren und Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz - Google Patents

Description

• Die Erfindung betrifft Verfahren und Apparate zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz.
• Spezieller betrifft die Erfindung Verfahren und Apparate zur Bilderzeugung für medizinische Diagnostik mittels magnetischer Resonanz und findet speziell Anwendung in Verbindung mit der T2 bewerteten Magnetresonanzdarstellung und wird unter speziellem Bezug hierauf erläutert. Es ist jedoch zu beachten, daß die vorliegende Erfindung auch auf andere Bildverstärkungs-, Modifikations- und Verbesserungstechniken anwendbar ist.
• Bislang beinhaltete die Magnetresonanzabbildung für die medizinische Diagnositik die sequenzielle Pulsung von Hochfrequenzsignalen und von Magnetfeldgradienten über eine zu untersuchende Bildregion. Bei der zweidimensionalen Abbildung wird ein Patient innerhalb einer interessierenden Region in einem im wesentlichen gleichförmigen Hauptmagnetfeld angeordnet. Es wird ein Schichtselektionsgradient über das Feld hinweg angelegt, um eine Schicht oder andere Region des Patienten, die darzustellen ist, auszuwählen. Ein Phasencodierungsgradient wird längs einer der Achsen der selektierten Schicht angelegt, um das Material mit einem selektierten Phasenwinkel entlang der Phasencodierungsachse zu kodieren. In darauffolgenden Wiederholungen der Pulssequenz wird der Phasencodierungsgradient schrittweise in regelmäßigen Inkrementen zwischen Plus und Minus Gmax, dem maximalen Phasencodierungsgradienten, geändert bzw. stufenweise geschaltet.
• Dann wird ein Magnetresonanz-Inversions- und/oder anderer Manipulationsimpuls angelegt, um ein Magnetresonanzecho hervorzurufen. Es werden zusätzlich Inversions- und/oder andere Magnetisierungs-Manipulationsimpulse angelegt, um weitere Echos folgend auf dieselbe Resonanzanregung zu erzeugen. Jede Wiederholung der Pulssequenz ruft einen Satz abgetasteter Datenpunkte, die generell als Ansicht bzw. Projektion (View) oder Schritt bezeichnet werden, für jedes aufgenommene Echo hervor. Der Satz von Ansichten oder Projektionen entsprechend jedem Echo wird separat einer Fouriertransformation zu einer Bilddarstellung unterzogen. Alternativ kann das Bildrauschen durch zeitliche Abtastung und Summierung von Daten oder Bildechos in jeder Sequenz reduziert und verbessert werden.
• Jede Ansicht oder Projektion wird mit einem Entsprechenden der Phasenkodierungsgradienten-Inkremente entlang einer Achse phasenkodiert und entlang einer anderen frequenzkodiert. Die zentralen oder nullphasencodierten Projektionen und die Niederfrequenzkomponenten innerhalb jeder Projektion tragen primär zum Kontrast des resultierenden Mehrfachprojektions-Bildes dar. Die Projektionen, die nahe dem Plus und Minus Gmax kodiert sind, und die Hochfrequenzkomponenten jeder Projektion tragen primär zum Feindetail oder Auflösung bei.
• Das Bild aus dem ersten oder frühesten Echo weist das beste Detail und die beste räumliche oder örtliche Auflösung auf. Die späteren Echobilder werden rauschbehafteter und die Auflösung verschlechtert sich. Jedoch weisen die späteren Bilder andere Eigenschaften wie einen besser aufgelösten T2 Kontrast auf, wodurch sie diagnostisch vorteilhafter als die frühen Bilder gestaltet werden. Daher wird für eine gute detaillierte Auflösung ein frühes Echobild selektiert, wohingegen für einen guten T2 Kontrast ein spätes Echobild selektiert wird.
• Das reduzierte Signal-Rausch-Verhältnis und anatomische Detail des späten Echos oder der langen TE Bilder führen zu einem unvermeidlichen Kompromiß hinsichtlich ihres diagnostischen Werts. Um den diagnostischen Wert des späten Echos zu verbessern, ist vorgeschlagen worden, transformierte Daten, die einem vollständigen frühen Echobild entsprechen und einem vollständigen späten Echobild entsprechen, zu kombinieren und darauffolgend weiter zu verarbeiten, um ein synthetisches Bild mit der selektierten Eigenschaft von jedem (Echo) zu erzeugen. Spezieller wird dabei eine meßabhängige Filterung verwendet, um den Beitrag der niedrigen Ortsfrequenz vom vollständigen Spätechobild und den Beitrag der hohen Ortsfrequenz vom vollständigen frühen Echobild zu beseitigen. Eine örtlich oder räumlich variierende Steuerfunktion ermittelt die relativen Beträge der Hoch- und Niederfrequenzinformation, welche zu einem einzelnen synthetischen Bild kombiniert werden. Jedoch sind eine derartige Kombination und Manipulation der vollständigen transformierten Bilddaten rechnerisch intensiv und erfordern eine signifikante Rechenzeit.
• Die EP-A-0112582 offenbart eine Darstellungseinrichtung oder Displayeinrichtung für ein überlagertes Bild mit einer Anzeigeeinrichtung zum Darstellen mehrerer Bildsignale. Die Vorrichtung umfaßt eine Einrichtung zum Speichern mehrerer Bildsignale, die durch Fotographieren desselben Teils durch mehrere Bilddiagnoseapparate gewonnen werden, und eine Überlagerungseinrichtung, die bezüglich der ausgelesenen Bildsignale aus der Speichereinrichtung vorbestimmte Bildverarbeitungsprozesse ausführt und die verarbeiteten Bildsignale addiert, wobei das Additions-Bildsignal der Anzeigeeinrichtung zugeführt wird.
• In "Faster MR Imaging Methods" ;P. Margosian, F. Schmitt: Proc. SPIE, 593 (1985), S. 6-13 ist ein schnelles Abbildungsverfahren unter Verwendung multipler Echos für eine schnelle Datenerfassung offenbart. Die Grundidee besteht darin, eine Mehrfachechoabtastung aufzunehmen, während jedes Echo unterschiedlich phasencodiert wird, und aus diesen Daten einen Rohdatensatz zu synthetisieren, der durch eine FFT oder einen Rückprojektionsalgorithmus rekonstruiert wird. Die beste Strategie besteht darin, die Niederfrequenzmessungen (bzw. Meßwerte) von den Echos niedrigster Nummerierung zu nehmen und die höherfrequenten Meßwerte bzw. Messungen von den späteren Echos.
• Es ist Gegenstand der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren und einen Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz anzugeben, in welchen dieses Problem überwunden ist.
• Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz angegeben, aufweisend die Schritte: Anregen magnetischer Resonanz von Dipolen in eine Abbildungsregion; nach der Anregung der magnetischen Resonanz Herrvorufen einer Mehrzahl von magnetischen Resonanzechos, frühe Echos, zeitlich nahe an der Anregung, die eine bessere Auflösung in der Detailstruktur innerhalb der Bildregion aufweisen und einen schlechteren T2 Kontrast, und späte Echos, die von der Anregung zeitlich weiter entfernt liegen und eine schlechtere strukturelle Detailauflösung und einen besseren T2 Kontrast aufweisen; und Erfassen und Ansammeln von magnetischen Resonanzsignalen während der frühen und späten Echos zur Erfassung und Ansammlung von frühen Echodaten und späten Echodaten; gekennzeichnet durch die Schritte: Abtrennen von hohen Orts- oder Raumfrequenzkomponenten aus den frühen Echodaten und niedrigen Orts- oder Raumfrequenzkomponenten von den späten Echodaten; Kombinieren der abgetrennten Hoch- und Niederfrequenzkomponenten zur Erzeugung eines Satzes synthetisierter Daten; und Fouriertransformation des synthetisierten Datensatzes zur Erzeugung eines synthetischen Bildes, welches eine Detailauflösung wie ein frühes Echobild und einen großen T2 Kontrast wie ein spätes Echobild aufweist.
• Gemaß einem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz angegeben, aufweisend; eine Einrichtung zum Anregen magnetischer Resonanz von Dipolen in eine Abbildungsregion; eine Echoeinrichtung zur selektiven Hervorrufung zumindestens von zwei Magnetresonanzechos; eine Phasencodierungseinrichtung zur selektiven Einstellung einer Phasencodierung in der angeregten Magnetresonanz von Anregung zu Anregung; und eine Erfassungs- oder Ansammlungseinrichtung zum Empfangen von Magnetresonanzsignalen, die durch die Dipole während der Echos erzeugt werden, und zur Digitalisierung der empfangenen Signale zur Erzeugung von Echodaten entsprechend zumindest einem ersten und einem zweiten dieser zumindest zwei Echos; eine Speichereinrichtung für erste Echodaten zum Speichern von Echodaten entsprechend dem ersten Echo; eine zweite Speichereinrichtung für zweite Echodaten zum Speichern der Echodaten entsprechend dem zweiten Echo; gekennzeichnet durch: eine erste Filtereinrichtung zum Abtrennen der Komponenten hoher Ortsfrequenzen der Echodaten in der ersten Echodatenspeichereinrichtung; eine zweite Filtereinrichtung zum Abtrennen der Komponenten niedriger Ortsfrequenzen der Echodaten in der zweiten Echodatenspeichereinrichtung; eine Kombinationseinrichtung zum Kombinieren und Synthetisieren der abgetrennten Komponenten hoher und niedriger Ortsfrequenzen zu einem Satz synthetisierter Daten und zum Speichern des synthetisierten Datensatzes in einer Speichereinrichtung für synthetisierte Daten, und eine Transformationseinrichtung zum Transformieren des gespeicherten synthetisierten Datensatzes in eine Bilddarstellung.
• Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung ist der, daß synthetische Bilder mit geringem Rauschen, hohem Kontrast und hohem anatomischen Detail erzeugt werden. Die besten Merkmale kurzer und langer Echozeitbilder werden in einem einzelnen Bild erzielt.
• Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist der, daß die rechnerische Belastung und der rechnerische Aufwand reduziert sind.
• Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht in der Eliminierung von Bildphasenfehlern.
• Ein noch weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht in der Eliminierung einer Fehlausrichtung zwischen Bildern kurzer und langer Echozeit.
• Im folgenden werden ein Verfahren und ein Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz gemäß der vorliegenden Erfindung beispielhalber unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen erläutert, in denen:
• Fig. 1 eine schematische Darstellung des Apparats zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz ist; und
• Fig. 2 eine graphische Hilfsdarstellung für die Konzeptionierung einer synthetischen Anordnung oder eines synthetischen Satzes von Daten zur Transformation in eine Bilddarstellung ist.
• Gemäß Fig. 1 wird in einer Abbildungsregion des Magnetresonanz- Bilderzeugungsapparats eine Magnetresonanz erregt. Eine Hauptmagnetfeldeinrichtung umfaßt eine Steuereinrichtung 10 für ein Hauptmagnetfeld oder Grundmagnetfeld und mehrere Elektromagnete 12 und erzeugt ein im wesentlichen gleichförmiges Hauptmagnetfeld durch die Abbildungsregion. Eine Gradientenfeldsteuereinrichtung 20 steuert selektiv die Anlegung von Gradientenfeldern über das Hauptmagnetfeld hinweg durch Gradientenfeldspulen 22. Durch selektives Anlegen von Stromimpulsen an Geeignete der Gradientenfeldspulen werden selektiv Schichtselektions-, Phasencodierungs- und Auslesegradienten entlang zueinander senkrechter Achsen zur Definition einer Abbildungsschicht oder -region angelegt. Ein Sender 30 führt den HF Spulen 32 selektiv Hochfrequenzimpulse zu, um Dipole in der Abbildungsregion zur Magnetresonanz anzuregen und um die Magnetisierung der resonierenden Dipole zu manipulieren oder auszurichten. Die durch die resonierenden Dipole hervorgerufenen Magnetresonanzsignale werden von den HF Spulen 32 aufgenommen. Ein Hochfrequenzempfänger 34 demoduliert die empfangenen Hochfrequenzsignale auf eine Bandbreite von f&sub0; ± Δf, wobei f&sub0; vorzugsweise Null ist. Die Signale werden durch einen Analogdigitalumsetzer 36 digitalisiert. Eine Zeitgeber- und Steuereinrichtung 38 steuert die zeitliche Folge und das Anlegen der Gradienten- und Hochfrequenzimpulse, um so Abbildungssequenzen, wie sie im Stand der Technik wohl bekannt sind, auszuführen.
• Jede Abbildungssequenz umfaßt im allgemeinen, daß die Gradientenfeldsteuereinrichtung 20 dazu veranlaßt wird, einen Schichtselektionsgradienten längs des Hauptmagnetfeldes anzulegen. Der Sender 30 erzeugt einen magnetische Resonanz anregenden HF Impuls und die Gradientenfeldsteuereinrichtung ruft Schichtselektions- und Phasencodierungs-Gradientenimpulse hervor. Ein Magnetresonanzinversionsimpuls oder -umkehrimpuls vom Sender 30 ruft ein erstes oder frühes Echo gleichzeitig mit dem Anlegen eines oder mehrerer Auslesegradientenimpulse durch die Gradientensteuereinrichtung hervor. Während des ersten Echos wird vom Empfänger 34 ein Magnetresonanzsignal empfangen und durch den Analogdigitalumsetzer 36 digitalisiert, um eine erste Betrachtung bzw. Ansicht oder auch Zeile digitaler Daten entsprechend dem ersten Echo zu bilden. Ein weiterer Magnetresonanz-Inversionsimpuls wird zusammen mit zumindest einem weiteren Lesegradientenimpuls angelegt, um ein zweites Echo hervorzurufen. Das Magnetresonanzsignal während des zweiten Echos wird vom Empfänger 34 aufgenommen durch den Analogdigitalumwandler 36 digitalisiert, um eine Ansicht oder Zeile von Digitaldaten des zweiten Echos zu bilden. Das Anlegen von Inversions- und Lesegradientenimpulsen wird zur Bildung von dritten, vierten und folgenden späteren Echos wiederholt, von denen jedes empfangen und digitalisiert wird. Die Ansichten oder Datensichten entsprechend jedem Echo werden in entsprechenden Ansichtspeichern wie einem ersten oder Ansichtspeicher 40 für ein frühes Echo und einem Ansichtspeicher 42 für ein spätes Echo gespeichert.
• Jede Ansicht (View) ist gemeinhin durch den Wert des Phasencodierungsgradienten identifiziert, mit dem die Resonanzdaten codiert waren. Im allgemeinen wird eine vorselektierte Anzahl von Ansichten, beispielsweise 256 Ansichten, entsprechend Phasencodierungsgradienten separat für jedes Echo aufgenommen, die in gleichen Schritten von -Gmax auf +Gmax variieren. Jede Ansicht- oder Datenzeile wird durch den Lesegradientenimpuls codiert und umfaßt mehrere Frequenzkomponenten. Die niedrigen Frequenzkomponenten jeder Ansicht, d.h. die Daten nahe dem Nullfrequenzzentrum der Zeile oder Ansicht tragen zum Kontrast des endgültigen Bildes dar. Die Hochfrequenzkomponenten nahe dem Ende jeder Zeile oder Ansicht tragen zum Detail oder der Auflösung bei. Analog tragen die Ansichten, die mit einem Phasencodierungsgradienten nahe an Null codiert sind, niederfrequente Komponenten zum resultierenden Bild und folglich mehr Kontrast und weniger Detail oder Auflösung bei. Die größeren phasencodierten Ansichten, d.h. diejenigen zu plus oder minus Gmax hin, liefern für das resultierende Bild die höchsten Frequenzkomponenten und tragen damit mehr zur Auflösung und weniger zum Kontrast bei.
• Die Daten in jedem Echospeicher können als rechtwinkliges Feld oder Matrix von Datenpunkten konzeptioniert werden, die jeweils einen Real- und Imaginärteil aufweisen. Die Matrix weist eine Frequenzachse auf, die als horizontale Achse konzeptioniert werden kann und eine als vertikal konzeptionierbare Phasencodierungsachse. Die Datenpunkte längs einer horizontalen Reihe von Speicherelementen würden dann die digitalisierten Resonanzdaten einer einzelnen Ansicht sein. Die Datenpunkte längs einer vertikalen Spalte würden die entsprechenden Frequenzdatenpunkte sein, die mit jedem der verschiedenen Phasencodierungsgradienten-Schritte oder -werte aufgenommen werden.
• Im allgemeinen werden die Daten in den beiden Echodatenspeicher nicht in exakter übereinstimmung vorliegen. Stattdessen kann die zentrale Frequenz in einer der Matrixanordnungen vom Zentrum verschoben oder dezentriert sein, der Phasenwinkel kann einen Offset oder unterschiedliche Offsets aufweisen und der Betrag oder die Größe der späten Echodaten ist gemeinhin niedriger als die Größe der frühen Echodaten. Eine Korrelationseinrichtung 50 für das frühe und späte Echo ist vorgesehen, um die Daten in der Speichereinrichtung für die Daten des frühen und späten Echos zu korrelieren.
• Eine Zentriereinrichtung 52 zentriert die Daten in jedem der Echospeicher. Vorzugsweise zentriert die Zentriereinrichtung jeden Strahl von Projektionen oder Ansichten entlang beider Achsen. Dies bedeutet, daß die Zentriereinrichtung nach dem Datenwert sucht, der der zentralen oder Minimumfrequenz der Ansicht oder Projektion mit der Null- oder Minimumphasenkodierung entspricht. Dieser Zentralfrequenz- und Phasendatenwert entspricht dem stärksten Resonanzsignal und kann folglich durch seine maximale Amplitude identifiziert werden. Die Daten in jedem Echospeicher werden verschoben, um den zentralen Datenwert zu einer vorselektierten Adresse, vorzugsweise dem Zentrum zu bewegen. Jedwede leere Datenpunkte an den Rändern können mit einer Null gefüllt werden und jedwede Extradatenpunkte an den übrigen Rändern oder Kanten können verworfen werden.
• Genauer mißt eine Betragseinrichtung 54 die Größe oder den Betrag der komplexen Datenwerte, die bei jedem Datenpunkt der Datenspeichereinrichtungen für das erste und zweite Echo gespeichert sind. Vorzugsweise wird der Betrag dadurch gemessen oder ermittelt, daß man die Quadratwurzel der Summe des Quadrats vom Realteil und des Quadrats vom Imaginärteil zieht. Eine Maximumsucheinrichtung 56 lokalisiert den maximalen Betrags datenwert, der in jeder Speichereinrichtung gespeichert ist. Eine Datenverschiebungseinrichtung 58 verschiebt die Daten in jeder Speichereinrichtung derart, daß der Maximumbetrags-Datenwert im Zentrum der Matrix liegt und füllt jedwede leeren Datenpunkte mit Datenwerten von Null.
• Normalerweise sind die späteren Echos schwächer als die früheren Echos, wodurch eine entsprechend niedrigere Größe (niedrigerer Betrag) bei den späteren Echodatenpunkten hervorgerufen wird. Eine Normiereinrichtung 60 normiert die frühen und späten Echodaten. Im bevorzugten Ausführungsbeispiel umfaßt die Normiereinrichtung eine Quotienteneinrichtung 62 zur Bildung des Verhältnisses oder Quotienten der maximalen frühen Echogröße zur maximalen späten Echogröße. Ein Multiplikator 64 multipliziert die kleineren, späten Datenechowerte mit dem Verhältnis. Dies vergrößert die späten Echodaten so, daß sie den frühen Echodaten entsprechen.
• Nach der Normierung der Daten dreht eine Phasenkorrektureinrichtung 70 nullter Ordnung die Datenwerte jeder Matrix derart, daß die Datenwerte am zentralen Datenpunkt denselben Vektorwinkel aufweisen, vorzugsweise durch Nullsetzen des komplexen Teils von beiden. Eine Einrichtung 72 für das komplex Konjugierte bestimmt das komplex Konjugierte des Datenwerts maximalen Betrags, der auf den zentralen Datenpunkt verschoben worden war.
• Eine erste Multiplikationseinrichtung 74 multipliziert jeden Datenwert der Speichereinrichtung 40 für das frühe Echo mit dem komplex Konjugierten des Datenwerts größten Betrags vom zentralen frühen Echodatenpunkt. Analog multipliziert eine zweite Multiplikationseinrichtung 76 jeden Datenwert des späten Echospeichers 42 mit dem komplex Konjugierten des Datenwerts maximalen Betrags vom zentralen Datenpunkt des späten Echospeichers. Hierdurch wird die Phase jedes Datenwerts in jeder der Matrixordnungen für das frühe und späte Echo um konsistente Beträge gedreht, die die Phase des zentralen Datenpunkts beider Speichereinrichtungen auf Übereinstimmung bringen.
• Wahlweise können andere Datenkorrekturen oder -einstellungen bezüglich der Daten erfolgen. Beispielsweise können redundante Ansichten oder Projektionen aufgenommen werden und gemittelt werden, jede Ansicht oder Projektion kann mit den anderen Ansichten derselben Echodatespeichereinrichtung eingestellt, ausgerichtet oder korreliert werden, oder dergleichen.
• Eine Kombinationseinrichtung 80 kombiniert einen Anteil der frühen Echodaten mit einem komplementären Anteil der späten Echodaten zur Erzeugung eines synthetisierten Datensatzes, der in einem Speicher 82 für synthetische Daten gespeichert wird. Vorzugsweise umfaßt die Kombinationseinrichtung ein digitales Hochpaßfilter 84 zum Trennen der Hochfrequenzkomponenten der frühen Echodaten und ein digitales Tiefpaßfilter 86 zur Abtrennung der komplementären Niedrigfrequenzdaten des späten Echodatensatzes. Vorzugsweise sind die Filter Roll-Off-Filter bzw. Dämpfungsfilter der Art, daß die Daten, die an die Hoch-/Niederfrequenzgrenzfläche angrenzen, bei Kombination gemittelt oder geglättet werden.
• Wie in Fig. 2 dargestellt, läßt das Hochpaßfilter 84 Hochfrequenz-Datenwerte von den Datenpunkten in einer peripheren Region 90 der Speichereinrichtung 40 für das frühe Echo hindurch. D.h., dieses Filter läßt die Daten hindurch, die zu den großen oder höheren Phasencodierungswerten beitragen, und die Hochfrequenzanteile der Daten, die zu den codierten Daten niedriger Phase beitragen. Das Tiefpaßfilter 86 läßt die Niederfrequenzdatenwerte hindurch, die sich in der zentralen Region mehr zentraler oder niedriger Phasen codierter Datenzeilen finden. Die Verwendung von Roll-Off-Filtern erzeugt eine Region 94, in der Hochfrequenzdaten des frühen Echos und die Niederfrequenzdaten des späten Echos gemittelt sind. Durch Selektion komplementärer Filter umfaßt der synthetisierte Datensatz einen einzelnen, komplexen Datenwert für jeden Datenpunkt. Es werden keine Datenwerte ausgelassen oder übersprungen und es werden keine mit zwei Datenwerten versehen. Die Datenpunkte im Umfangsbereich 90 kommen von den entsprechenden Datenpunkten in der Speichereinrichtung für das frühe Echo. Die Datenpunkte im zentralen Bereich 92 kommen von den entsprechenden Datenpunkten der Speichereinrichtung für das späte Echo. Die Datenpunkte im Grenzbereich sind die Summe der komplementären Bruchteilsanteile der entsprechenden Datenpunkte der Speichereinrichtungen für das frühe und späte Echo. Beispielsweise können die komplementären Bruchteilsanteile oder fraktionalen Anteile einem Viertel von einem und drei Viertel des anderen oder einer Hälfte jedes oder einem Achtel und sieben Achtel usw. entsprechen.
• Eine Einrichtung 100 für eine zweidimensionale Fouriertransformation transformiert die synthetisierten Daten im Speicher 82 für die synthetisierten Daten in eine Bildreprasentation zur Speicherung in einem synthetischen Bildspeicher 102. Es kann eine menschenlesbare Displayeinrichtung oder Anzeigeeinrichtung 104 vorgesehen werden, um den synthetischen Bildspeicher darzustellen.
• Für eine größere Vielseitigkeit ist die Grenzfläche (Interface) zwischen den niedrigen und hohen Frequenzregionen einstellbar. Eine Filtereinstelleinrichtung 110 stellt die komplementäre Neigung der Filter 84, 86 ein. Für ein Extremum können die komplementären Filter entgegengesetzte Stufenfunktionen sein, derart, daß der Bereich 94 eliminiert wird, und jeder Datenpunkt der synthetisierten Datenmatrix nur als Beitrag zu einem der frühen und späten Echodatensätze zu werten ist. Die Filtereinstelleinrichtung kann das Roll-Off-Ausmaß oder Dämpfungsausmaß steigern, das die Breite des gemittelten Bereichs 94 vergrößert.
• Eine zweite Einstelleinrichtung 110 stellt den relativen Beitrag der frühen und späten Echodaten ein. Vom Konzept her kann dies als Einstellung der relativen Größen der Bereiche 90 und 92 sichtbar gemacht werden. Wenn das späte Echo relativ rauschfrei ist, kann die Größe des Bereichs 92 relativ relativ zur Größe des Bereichs 90 gesteigert werden. Dies steigert den Beitrag von den späten Echodaten und hebt den verbesserten Kontrastaspekt der Erfindung hervor. Wenn das späte Echo relativ rauschbehaftet ist, kann es von Vorteil sein, dessen Beitrag dadurch zu vermindern, daß die Größe des Bereichs 92 reduziert und die Größe des Bereichs 90 gesteigert wird. Dies verbessert die Auflösung des resultierenden Bildes.

Claims (15)

1. Verfahren zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz, aufweisend die Schritte: Anregen der magnetischen Resonanz von Dipolen in einer Abbildungsregion; Hervorrufen mehrerer Magnetresonanz-Echos, frühe Echos zeitlich nahe an der Anregung, die eine bessere Auflösung im Detail der Struktur in der Abbildungsregion und einen schlechteren T2 Kontrast aufweisen, und spätere Echos zeitlich weiter von der Anregung entfernt, die eine schlechtere strukturelle Detailauflösung und einen besseren T2 Kontrast aufweisen, nach jeder Magnetresonanzanregung; und Erfassen von Magnetresonanzsignalen während der frühen und späten Echos zur Ansammlung von frühen Echodaten und späten Echodaten; gekennzeichnet durch die Schritte: Abtrennen von hohen Ortsfrequenzkomponenten aus den frühen Echodaten und niedrigen Ortsfrequenzkomponenten aus den späten Echodaten; Kombinieren der abgetrennten hohen und niedrigen Frequenzkomponenten zur Erzeugung eines Satzes synthetisierter Daten; und Fouriertransformieren des synthetisierten Datesatzes zur Erzeugung eines synthetischen Bildes, welches eine Detailauflösung wie ein frühes Echobild und einen T2 Kontrast wie eine spätes Echobild aufweist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, ferner umfassend: vor dem Kombinationsschritt die Schritte der Speicherung der angesammelten frühen und späten Echodaten, und in welchem der Kominationsschritt das Kombinieren der gespeicherten frühen und späten Echodaten umfaßt.

3. Verfahren nach Anspruch 2, ferner umfassend den Schritt der Normierung des Betrags zumindest einer, der gespeicherten frühen und späten Echodaten, um den Betrag der frühen und späten Echodaten kompatibel zu gestalten.

4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, ferner umfassend den Schritt der Einstellung der Phase zumindest einer, der gespeicherten frühen und späten Echodaten, um die Phase der gespeicherten frühen und späten Echodaten auf Konformität zu bringen.

5. Verfahren nach Anspruch 2, 3 oder 4, ferner umfassend den Schritt der Zentrierung der gespeicherten frühen und späten Echodaten, um die frühen und späten Echodaten in Ausrichtung zu bringen.

6. Verfahren nach Anspruch 5, in welchem der Zentrierungsschritt beinhaltet, den Datenwert mit dem größten Betrag in jeder der frühen und späten Echodaten zu ermitteln und die derart bestimmten größten Betragsdatenwerte auf vorselektierte, entsprechende Punkte zu verschieben.

7. Verfahren nach Anspruch 6, ferner umfassend den Schritt der Einstellung der Phase der frühen Echodaten derart, daß der Echodatenwert mit dem größten Betrag einen komplexen Anteil von Null aufweist, und der der Einstellung der Phase der späten Echodaten derart, daß der späte Echodatenwert mit dem größten Betrag einen komplexen Anteil von Null aufweist.

8. Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz, aufweisend: eine Einrichtung (30, 32) zur Anregung magnetischer Resonanz von Dipolen in einer Abbildungsregion; eine Echoeinrichtung (30, 32) zur selektiven Hervorrufung zumindest zweier magnetischer Resonanzechos; eine Phasencodierungseinrichtung (20, 22) zur selektiven Einstellung einer Phasencodierung in der angeregten magnetischen Resonanz von Anregung zu Anregung; und eine Erfassungseinrichtung (34, 36) zum Empfangen von Magnetresonanzsignalen, die von den Dipolen während der Echos erzeugt werden, und zur Digitalisierung der empfangenen Signale zur Erzeugung von Echodaten entsprechend zumindest einem ersten und einem zweiten der zumindest zwei Echos; eine Speichereinrichtung (40) für erste Echodaten zur Speicherung der Echodaten entsprechend dem ersten Echo; eine Speichereinrichtung (42) für zweite Echodaten zum Speichern der Echodaten entsprechend dem zweiten Echo; gekennzeichnet durch: eine erste Filtereinrichtung (84) zum Abtrennen der Komponenten hoher Ortsfrequenzen der Echodaten in der Speichereinrichtung (40) für die ersten Echodaten; eine zweite Filtereinrichtung (86) zum Abtrennen der Komponenten niedriger Ortsfrequenzen der Echodaten in der Speichereinrichtung (42) für die zweiten Echodaten; eine Kombinationseinrichtung (80) zum Kombinieren und zur Synthetisierung der abgetrennten Komponenten hoher und niedriger Ortsfrequenzen zu einem Satz synthetisierter Daten und zum Speichern des synthetisierten Datensatzes in einer Speichereinrichtung (82) für synthetisierte Daten, und eine Transformationseinrichtung (100) zur Transformation des gespeicherten synthetisierten Datensatzes in eine Bilddarstellung.

9. Apparat nach Anspruch 8, ferner umfassend eine Zentriereinrichtung (52), die betriebswirksam mit der ersten und zweiten Echodatenspeichereinrichtung (40, 42) verbunden ist, um die Echodaten in der ersten und zweiten Echodatenspeichereinrichtung (40, 42) auf Passung zu bringen.

10. Apparat nach Anspruch 8 oder 9, ferner umfassend eine Normiereinrichtung (60) zur Einstellung eines Betrags der Echodaten, die in zumindest einem der ersten und zweiten Echodatenspeichereinrichtungen (40, 42) gespeichert sind, um den Betrag der in der ersten und zweiten Speichereinrichtung (40, 42) gespeicherten Echodaten auf Übereinstimmung zu bringen.

11. Apparat nach Anspruch 8, 9 oder 10, ferner umfassend eine Phasenkorrektureinrichtung (70) zur Einstellung der relativen Phase der Echodaten, die in der ersten und zweiten Echodatenspeichereinrichtung (40, 42) gespeichert sind, auf Übereinstimmung.

12. Apparat nach Anspruch 8, in welchem die Echodaten jeweils mehrere Datenwerte jeweils mit einer realen Komponente und einer imaginären Komponente umfassen, und ferner aufweisend eine Einrichtung (54) zum Berechnen des Betrags jedes Echodatenwerts.

13. Apparat nach Anspruch 12, in welcher die Einrichtung (54) zum Berechnen Teil einer Zentriereinrichtung (52) bildet, die den Datenwert in jeder der ersten und zweiten Echodatenspeichereinrichtung (40, 42), der den größten Betrag aufweist, auffindet und die Echodaten in zumindest einer der ersten und zweiten Echodatenspeichereinrichtung (40, 42) so verschiebt, daß die Datenwerte größten Betrags in beiden, der ersten und zweiten Echodatenspeichereinheit (40, 42), auf dieselben Koordinaten gebracht werden.

14. Apparat nach Anspruch 12 oder 13, ferner umfassend eine Normiereinrichtung (60) zur Multiplizierung des Betrags jedes Datenwerts in einer der ersten und zweiten Echodatenspeichereinrichtung (40, 42) mit dem Verhältnis der Datenwerte größten Betrags in der ersten und zweiten Echodatenspeichereinrichtung (40, 42).

15. Apparat nach den Ansprüchen 12, 13 oder 14, ferner umfassend eine Einrichtung zum Multiplizieren (74) jedes Datenwerts in der ersten Echodatenspeichereinrichtung (40) mit dem Komplex-Konjugierten des Datenwerts größten Betrags in der ersten Echodatenspeichereinrichtung (40) und eine Einrichtung zum Multiplizieren (76) jedes Datenwerts in der zweiten Echodatenspeichereinrichtung (42) mit dem Komplex-Konjugierten des Datenwerts größten Betrags in der zweiten Echodatenspeichereinrichtung (42).