DE10121802A1

DE10121802A1 - Verfahren zur Bilderzeugung bei einem Kernspintomographie-Gerät und Kernspintomographie-Gerät

Info

Publication number: DE10121802A1
Application number: DE10121802A
Authority: DE
Inventors: Michael Deimling
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2001-05-04
Filing date: 2001-05-04
Publication date: 2002-11-28
Anticipated expiration: 2021-05-05
Also published as: US7340290B2; DE10121802B4; US20020183612A1

Abstract

Bei einem Verfahren zum Erzeugen eines Bildes (B) aus Kernresonanzsignalen eines Kernspintomographie-Geräts (1) werden zwei aus Kernresonanzsignalen erzeugte Bildmatrizen (BM1, BM2) bildpunktweise addiert oder voneinander subtrahiert, und es wird daraus das Bild (B) erzeugt. Das Verfahren zeichnet sich dadurch aus, dass der dazuaddierte bzw. subtrahierte Beitrag (B2¶i¶) für jeden Bildpunkt (i) durch Multiplikation eines Betragswerts (Y¶i¶) der zweiten Bildmatrix (BM2) mit einem Gewichtsfaktor (F) gebildet wird, wobei der Gewichtsfaktor (F) derart von dem Betragswert (Y¶i¶) der zweiten Bildmatrix (BM2) abhängt, dass er bei einem großen Betragswert (Y¶i¶) größer ist als bei kleinem Betragswert (Y¶i¶). Bei dem Verfahren ist das Betragsrauschen gegenüber einer linearen Addition oder Subtraktion verhindert, und es sind in vorteilhafter Weise unkontrollierte Signalreduktionen vermieden. Bei einem bevorzugten Kernspintomographie-Gerät (1) zur Durchführung des Verfahrens ist an einer Eingabeeinrichtung (15) ein Exponent (e) in der Potenz des Betragswerts (Y¶i¶) der zweiten Bildmatrix (BM2) und/oder ein signalunabhängiger Wichtungsfaktor (W) einstellbar.

Description

Die Erfindung betrifft in einer ersten Ausführungsform ein Verfahren zum Erzeugen eines Bildes aus Kernresonanzsignalen eines Kernspintomographie-Geräts, wobei eine aus Kernreso nanzsignalen erzeugte erste Bildmatrix und eine aus anderen Kernresonanzsignalen erzeugte zweite Bildmatrix generiert werden, wobei für jeden Bildpunkt ein Gesamtbetrag gebildet wird, indem zu oder von einem ersten Beitrag, der vom Be tragswert des entsprechenden Bildpunkts der ersten Bildmatrix abhängig ist, ein vom zugehörigen Betragswert der zweiten Bildmatrix abhängiger zweiter Beitrag addiert bzw. subtra hiert wird, und wobei die Gesamtbeträge zur Erzeugung des Bildes verwendet werden.

In einer zweiten Ausführungsform bezieht sich die Erfindung außerdem auf ein Verfahren zum Erzeugen eines Bildes aus Kernresonanzsignalen eines Kernspintomographie-Geräts, wobei eine erste Gruppe ortscodierter Kernresonanzsignale und eine davon verschiedene zweite Gruppe ortscodierter Kernresonanz signale empfangen werden, wobei Gesamtsignale gebildet werden aus den Kernresonanzsignalen übereinstimmender Ortscodierung der ersten Gruppe und der zweiten Gruppe, wobei das Gesamt signal jeweils gebildet wird, indem zu oder von einem ersten Beitrag, der von einem der Kernresonanzsignale der ersten Gruppe abhängig ist, ein vom zugehörigen Kernresonanzsignale der zweiten Gruppe abhängiger zweiter Beitrag addiert bzw. subtrahiert wird, und wobei die Gesamtsignale zur Rekonstruk tion des Bildes herangezogen werden.

Die Erfindung betrifft außerdem Kernspintomographie-Geräte zur Durchführung der Verfahren und eine Datenverarbeitungsan lage für ein Kernspintomographie-Gerät.

Im Bereich der Kernspintomographie ist es bekannt, zwei auf unterschiedliche Weise erzeugte kongruente Bilder, d. h. Bil der, die den gleichen Ausschnitt im Untersuchungsobjekt ab bilden, zu addieren oder zu subtrahieren. Dabei wird für je den Bildpunkt zu oder von einem Betragswert eines Bildpunkts eines ersten Bildes der Betragswert des zugehörigen Bild punkts des zweiten Bildes addiert bzw. subtrahiert. Auf diese Weise lassen sich Kontraste verstärken, neue Kontraste gene rieren oder Bildartefakte vermeiden. Die kongruenten Bilder werden erzeugt, indem sie einer gemeinsamen Pulssequenz ent nommen werden, d. h. sie entstammen einem Auslesezug mit ge meinsamer Phasenkodierung.

Eine Bildaddition wird beispielsweise bei der sogenannten DESS-Technik (Double-Echo-Steady-State) durchgeführt. Dabei wird eine spezielle Pulssequenz erzeugt, mittels der inner halb eines Auslesezugs sowohl ein FISP-Echo als auch ein PSIF-Echo auslesbar ist. Das DESS-Verfahren ist beispielswei se beschrieben in dem Fachartikel von W. Nitz in electromedi ca 65 (1997), Heft 1. Das FISP-Echo (Fast-Imaging-with- Steady-State-Precession) ist ein Gradientenecho. Im bevorzug ten Anwendungsgebiet der Orthopädie liefert es einen für Steady-State-Techniken (SSFP-Pulssequenzen) typischen T1/T2- Kontrast. Das PSIF-Echo entsteht aus einer rückwärts ablau fenden FSIP-Pulssequenz. Man spricht auch von einem quasi- Spinecho. Es trägt je nach Repetitionszeit einen starken T2- Kontrast. Die Betragsaddition des aus dem FISP-Echo resultie renden Bildes mit dem aus dem PSIF-Echo resultierenden Bild liefert ein Bild mit guter Anatomie und sehr guter Betonung von Flüssigkeit, z. B. der Synovialflüssigkeit, an pathologi schen Stellen

Eine Bildsubtraktion ist beispielsweise aus der DE 196 16 387 A1 bekannt. Darin ist das sogenannte HIRE- Verfahren (High-Intensity-Reduction-Sequence) beschrieben. Dabei werden nach einer Anregung in zwei Zeitspannen in un terschiedlichem Abstand zur Anregung zwei Gruppen von Kernresonanzsignalen gewonnen. Ein Bild wird aufgrund der Signal differenzen von Kernresonanzsignalen der ersten und zweiten Gruppe mit jeweils übereinstimmender Ortscodierung gewonnen. Die erste Gruppe von Kernresonanzsignalen oder Echos, die bald nach der Anregung gewonnen wird, resultiert in einem normal T2-gewichteten Bild. Die zweite Gruppe von Kernreso nanzsignalen oder Echos, die später als die erste Gruppe in einer Zeitspanne gewonnen wird, in der ein Gewebeanteil mit einer längeren T2-Zeitkonstante den wesentlichen Signalbei trag liefert, ergibt ein sehr stark T2-gewichtetes Bild. Flüssigkeit, wie beispielsweise die Cerebrospinalflüssigkeit (CSF), führt in einem normal T2-gewichteten Bild zu einem sehr hohen Signalbeitrag, im Gehirn beispielsweise zu einem wesentlichen höheren Signalbeitrag als der sonstige Gehirnbe reich. Bei dem kurz nach der Anregung gewonnenen normal T2- gewichteten Bild würde durch diesen hohen Signalbeitrag der CSF ein benachbarter Bildbereich überdeckt und die Auflösung somit lokal vermindert. Außerdem entstehen sogenannte CSF- Fluss- oder Pulsationsartefakte. Subtrahiert man von dem kurz nach Anregung gewonnenen Betragsbild das zu einem späteren Zeitpunkt gewonnene stark T2-gewichtete Bild, so resultiert ein Bild, das noch T2-gewichtet ist und bei dem Flüssigkeit, insbesondere CSF, stark unterdrückt ist.

Ein Nachteil der bekannten Bildsubtraktions- oder Bildadditi onsmethoden besteht darin, dass sich das Betragsrauschen etwa um einen Faktor √2 erhöht.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und ein Kernspintomographie-Gerät anzugeben, bei dem dieser Nach teil vermieden ist.

Bezogen auf das Verfahren der ersten Ausführungsform wird diese Aufgabe gemäß der Erfindung dadurch gelöst, dass der zweite Beitrag für jeden Bildpunkt durch Multiplikation des entsprechenden Betragswerts der zweiten Bildmatrix mit einem Gewichtsfaktor gebildet wird, wobei der Gewichtsfaktor derart von dem Betragswert der zweiten Bildmatrix abhängt, dass er bei einem großen Betragswert größer ist als bei einem kleinen Betragswert.

Der zweite Betrag wird also für jeden Bildpunkt derart gebil det, dass sein Anteil am jeweiligen Gesamtbetrag bei einem kleinen Wert des Betragswerts der zweiten Bildmatrix geringer ist als er bei einer linearen Addition bzw. Subtraktion der Betragswerte der beiden Bildmatrizen sein würde, und dass er bei einem großen Wert des Betragswerts der zweiten Bildmatrix im Wesentlichen so groß ist, wie er bei der linearen Addition bzw. Subtraktion sein würde. Bei dem geschilderten Verfahren wird eine Selbstwichtung des Betragswerts der zur Korrektur oder Verbesserung der Bildqualität der ersten Bildmatrix ver wendeten zweiten Bildmatrix angewandt. Oder mit anderen Wor ten: Der zweite Beitrag wichtet sich in Abhängigkeit von den lokalen Bildgegebenheiten selbst. Dies führt dazu, dass von der zweiten Bildmatrix nur diejenigen Bildpunkte mit großem Anteil mit dem jeweiligen Bildpunkt der ersten Bildmatrix ü berlagert werden, die einen hohen Signalbeitrag liefern. Bildpunkte mit geringem Signalbeitrag führen zu keiner we sentlichen Beeinflussung des Betragswerts der ersten Bildmat rix. Mit anderen Worten: Es werden von der zweiten Bildmatrix pixelweise nur die zur Korrektur oder Verbesserung der ersten Bildmatrix tatsächlich brauchbaren Bildpunkte herausgefil tert. Die übrigen Pixel bleiben im Wesentlichen unberücksich tigt oder sind zumindest schwächer gewichtet. Daraus ergibt sich als Vorteil, dass das Rauschen im resultierenden Bild geringer ist als es bei einer linearen Addition oder Subtrak tion der beiden Bilder wäre.

Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass eine unkontrollierte Signalreduktion oder Verringerung der Bildqualität in Regio nen, wo eigentlich nichts zu korrigieren oder zu verbessern ist, vermieden ist.

Vorzugsweise wird die erste Bildmatrix aus einer ersten Grup pe ortscodierter Kernresonanzsignale durch Fouriertransforma tion rekonstruiert, und die zweite Bildmatrix ebenfalls durch Fouriertransformation aus einer von der ersten Gruppe ver schiedenen zweiten Gruppe ortscodierter Kernresonanzsignale. Insbesondere findet jeweils nach der Fouriertransformation eine Betragsbildung statt. Das Verfahren nach der Erfindung ist nicht nur mit fouriertransformierten Werten oder Betrags werten durchführbar, sondern auch an den unmittelbar aus den Kernresonanzsignalen gewonnenen Rohdaten. Dies wird im Zusam menhang mit dem Verfahren nach der zweiten Ausführungsform weiter unten näher erläutert.

Der Gewichtsfaktor kann beispielsweise durch eine mathemati sche Stufenfunktion realisiert sein, die unterhalb eines vor her festgelegten Schwellwertes des Betragswerts der zweiten Bildmatrix den Gewichtsfaktor auf einen kleinen Wert oder Null setzt.

Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung der ersten Ausführungs form des Verfahrens wird der zweite Beitrag für jeden Bild punkt derart gebildet, dass er nichtlinear, insbesondere ste tig nichtlinear, vom Betragswert der zweiten Bildmatrix ab hängt, wobei zur Bildung der Gesamtbeträge aller Bildpunkte die gleiche nichtlineare mathematische Funktion verwendet wird.

Vorzugsweise wird der zweite Beitrag für jeden Bildpunkt der art gebildet, dass er von einer Potenz des Betragswerts der zweiten Bildmatrix abhängt, wobei der Exponent für alle Bild punkte gleich ist und größer als 1 (Eins), insbesondere grö ßer oder gleich 2, ist. Dem liegt eine stetige nichtlineare Abhängigkeit des Gewichtsfaktors vom Betragswert der zweiten Bildmatrix zugrunde. Daraus ergibt sich gegenüber einer Stu fenfunktion der Vorteil, dass Bildartefakte vermieden sind.

Nach einer besonders bevorzugten Ausführungsform wird der Ex ponent in der Potenz des Betragswerts der zweiten Bildmatrix variiert, insbesondere um einen möglichst hohen Kontrast im Bild und/oder eine optimale Korrektur der ersten Bildmatrix durch die zweite Bildmatrix zu erreichen. Die Variation des Exponenten wird z. B. von einem Computerprogramm oder manuell von einer Bedienperson vorgenommen.

Vorzugsweise ist der Exponent in der Potenz des Betragswerts der zweiten Bildmatrix im zweiten Beitrag größer als ein Ex ponent in einer Potenz des Betragswerts der ersten Bildmatrix im ersten Beitrag. Dadurch wird die Selbstwichtung noch ver stärkt.

Das Verfahren ist nicht auf die Überlagerung von zwei Bild matrizen beschränkt. Vielmehr können ein oder mehrere weitere Bildmatrizen in gleicher Weise wie die ersten Bildmatrix oder wie die zweite Bildmatrix zur Erzeugung des Bildes verwendet werden. Daraus ergibt sich der Vorteil, dass in der beschrie benen selbstwichtenden Weise die vorteiligen Bereiche mehre rer Bildmatrizen in die erste Bildmatrix importiert werden. Die beiden Bildmatrizen und die gegebenenfalls verwendeten weiteren Bildmatrizen sind zumindest in einem Teilbereich de ckungsgleich oder kongruent und resultieren vorzugsweise aus einer auf einem gemeinsamen Hochfrequenzanregungsimpuls zu rückgehenden Pulssequenz.

Nach einer anderen bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens ist die erste Bildmatrix signalintensiver, insbesondere im Mittel signalintensiver, als die zweite Bildmatrix. Insbeson dere ist die erste Bildmatrix die signalintensivste Bildmat rix, welche sich aus einer Pulssequenz, d. h. aus einem ge meinsamen Auslesezug, erzeugen lässt.

Das Verfahren nach der Erfindung wird vorzugsweise auf das eingangs geschilderte HIRE-Verfahren oder das eingangs ge schilderte DESS-Verfahren angewandt, so dass diese beiden bekannten linear arbeitenden Überlagerungsverfahren mit einer Selbstwichtung versehen werden.

Zur Realisierung eines selbstwichtenden HIRE-Verfahrens wer den die Gesamtbeiträge durch Subtraktion des zweiten Beitrags vom ersten Beitrag gebildet, wobei zur Generierung der beiden Bildmatrizen diejenigen Kernresonanzsignale verwendet werden, welche bei Anwendung einer High-Intensity-Reduction-Pulsse quenz voneinander subtrahiert würden.

Wie eingangs geschildert, ist das HIRE-Verfahren besonders zur Untersuchung eines Objekts geeignet, das sowohl ein ers tes Gewebe mit einer ersten T2-Zeitkonstante als auch ein zweites Gewebe mit einer wesentlich längeren zweiten T2- Zeitkonstante enthält. Bei einem solchen Gewebe werden bei dem Verfahren nach der Erfindung die Kernresonanzsignale für die beiden Bildmatrizen vorzugsweise während des Zeitraums gewonnen, in dem die nach einer Anregung entstandene Quermag netisierung mit der jeweiligen T2-Zeitkonstante abfällt, wo bei das Kernresonanzsignal für die erste Bildmatrix bald nach der Anregung gewonnen wird, und wobei das Kernresonanzsignal für die zweite Bildmatrix in einem Zeitintervall gewonnen wird, in dem das zweite Gewebe den wesentlichen Signalbeitrag liefert.

Bei Anwendung des Verfahrens nach der Erfindung auf die HIRE- Pulssequenz ergibt sich der Vorteil, dass nur in solchen Re gionen der ersten Bildmatrix eine maßgebliche Bildsubtraktion ergibt, in denen der Beitrag der zweiten Bildmatrix groß ist. Bei der Untersuchung des Gehirns betrifft dies z. B. die be reits erwähnte Cerebrospinalflüssigkeit (CSF). Dagegen wird im Bereich eines Ödems (Erkrankungsherd mit umgebender Flüs sigkeitsansammlung) oder im Bereich normalen Gewebes (z. B. auch Muskelgewebe) nur ein geringfügiger Beitrag subtrahiert, so dass diese Bereiche in ihrem Signal-Rausch-Verhältnis (SN) nicht unnötig verschlechtert werden. Bei einer pauschalen Bildsubstraktion würden auch Regionen je nach deren lokalen T2-Werten in ihrem Signalwert verringert, so dass z. B. ein Ödem in nachteiliger Weise ein ähnliches SN erhält wie norma les umgebendes Gewebe.

Nach einer anderen bevorzugten Ausgestaltung wird das Verfah ren nach der Erfindung auf das bekannte DESS-Verfahren ange wandt. Hierzu werden die Gesamtbeträge durch Addition des ersten Beitrags und des zweiten Beitrags gebildet, wobei zur Generierung der beiden Bildmatrizen diejenigen Kernresonanz signale verwendet werden, welche bei Anwendung einer Double- Echo-Steady-State-Pulssequenz (DESS-Verfahren) addiert wür den.

Speziell wird hierzu das Kernresonanzsignal für die erste Bildmatrix aus einem Gradientenecho, insbesondere aus einem Fast-Imaging-with-Steady-State-Precession-Echo (FISP-Echo), erzeugt, und das Kernresonanzsignal für die zweite Bildmatrix aus einem quasi-Spinecho, insbesondere aus einem PSIF-Echo, wie es bei einer umgekehrten FISP-Pulssequenz (PSIF- Pulssequenz) entstehen würde, wobei die beiden Kernresonanz signale der gleichen DESS-Pulssequenz entstammen.

Bei der gewichteten Bildaddition werden im Vergleich zur li nearen, pauschalen Bildaddition nur solche Bildregionen ad diert, in denen das zweite Bild ein starkes Signal und insbe sondere einen höheren Kontrast als das erste Bild hat. Dage gen wird in Bildbereichen mit geringem Signal-Rausch-Ver hältnis (SN), z. B. im Muskelgewebe, nur ein sehr geringer Anteil des zweiten Bildes zum ersten Bild addiert. Die resul tierende Bildqualität ist deshalb gegenüber einer linearen Bildaddition verbessert.

Bei einer pauschalen Bildaddition würden auch Regionen, z. B. Muskelgewebe, mit sehr geringem SN addiert, so dass die re sultierende Bildqualität verringert würde.

Bei dem Verfahren nach der Erfindung wird der Gesamtbetrag eines Bildpunktes, insbesondere unter Verwendung eines Aus drucks der Form

gebildet, wobei X_i den Betragswert eines Bildpunkts der ers ten Bildmatrix, Y_i den entsprechenden Betragswert der zweiten Bildmatrix, sowie f und e die Exponenten der Potenz der be treffenden Betragswerte und P einen Proportionalitätsfaktor symbolisieren, und wobei e größer als 1 (e < 1) und vorzugs weise e größer als f (e < f) ist. Eine solche Rechenvor schrift ist in einfacher Weise in einem Computer programmier bar, ohne dass maßgebliche Bildartefakte erzeugt würden.

Nach einer weiteren bevorzugten Ausgestaltung wird zur Bil dung des zweiten Beitrags ein Skalierungsfaktor derart ver wendet, dass der Wert des zweiten Beitrags für keinen Bild punkt größer wird als der Betragswert der zweiten Bildmatrix. Der Skalierungsfaktor führt also eine Normierung des zweiten Beitrags derart durch, dass im Höchstfall nicht mehr dazuad diert oder subtrahiert würde, als dies bei der linearen Addi tion bzw. Subtraktion der Fall sein würde. Im Höchstfall, al so bei einem hohen Betragswert in der zweiten Bildmatrix, führt das Verfahren nach der Erfindung demnach zu einer ma thematischen Operation, die mit der beschriebenen linearen Vorgehensweise vergleichbar ist. Dagegen wird im Falle klei ner Betragswerte der zweiten Bildmatrix der Beitrag der zwei ten Bildmatrix zum resultierenden Gesamtbild im Vergleich zur linearen Operation unterdrückt.

Vorzugsweise wird der Skalierungsfaktor aus einem Maximalwert der Betragswerte der Bildpunkte der ersten Bildmatrix gebil det.

Besonders bevorzugt ist eine Ausgestaltung, bei der der Ska lierungsfaktor aus einem Maximalwert der Betragswerte der Bildpunkte von mehreren Bildmatrizen bestimmt wird, wobei die Bildmatrizen aus Pulssequenzen der gleichen Art erzeugt wur den und insbesondere einem gemeinsamen dreidimensionalen Bild entstammen. Dadurch ist das Betrachten einer Serie von 2-D- Bildern erleichtert.

Zur Berechnung des zweiten Beitrags kann zusätzlich ein für alle Bildpunkte identischer Wichtungsfaktor verwendet werden, der nicht den Wert 1, insbesondere einen Wert größer als 1, aufweist.

Dieser Wichtungsfaktor wird entsprechend einer besonders be vorzugten Variante des Verfahrens variiert, insbesondere um einen möglichst hohen Kontrast im Bild und/oder eine optimale Korrektur der ersten Bildmatrix durch die zweite Bildmatrix zu erreichen. Die Variation geschieht entweder manuell oder automatisch per Computer.

Die auf ein Kernspintomographie-Gerät bezogene Aufgabe wird gemäß der Erfindung gelöst durch ein Kernspintomographie- Gerät, in das ein Computerprogramm zur Durchführung des Ver fahrens geladen ist.

Das Kernspintomographie-Gerät ist vorzugsweise mit einer Ein gabeeinrichtung ausgestattet, mittels der der Exponent in der Potenz des Betragswert der zweiten Bildmatrix und/oder der Wichtungsfaktor einstellbar ist.

Wie bereits erwähnt, kann die gewichtete Addition oder Sub traktion, wie sie bei der ersten Ausführungsform des Verfah rens nach der Erfindung durchgeführt wird, nicht nur an den Betragswerten von Bildmatrizen vollzogen werden, sondern auch an den Kernresonanzsignalen als solchen, d. h. an den Rohda ten.

Die verfahrensbezogene Aufgabe wird daher bezogen auf die eingangs genannte zweite Ausführungsform gemäß der Erfindung dadurch gelöst, dass der zweite Beitrag jeweils durch Multi plikation des entsprechenden Kernresonanzsignals der zweiten Gruppe mit einem Gewichtsfaktor gebildet wird, wobei der Ge wichtsfaktor derart von dem Kernresonanzsignal der zweiten Gruppe abhängt, dass er bei einem großen Kernresonanzsignal größer ist als bei einem kleinen Kernresonanzsignal.

Der zweite Beitrag wird also jeweils derart gebildet, dass sein Anteil am jeweiligen Gesamtsignal bei einem kleinen Wert des Kernresonanzsignals der zweiten Gruppe geringer ist als er bei einer linearen Addition bzw. Subtraktion der Kernreso nanzsignale der beiden Gruppen sein würde, und dass er bei einem großen Wert des Kernresonanzsignals der zweiten Gruppe im Wesentlichen so groß ist wie er bei der linearen Addition bzw. Subtraktion sein würde.

Vorzugsweise wird der zweite Beitrag jeweils derart gebildet, dass er nichtlinear, insbesondere stetig nichtlinear, vom Kernresonanzsignal der zweiten Gruppe abhängt, wobei zur Bil dung aller Gesamtsignale die gleiche nichtlineare Funktion verwendet wird.

Insbesondere wird der zweite Beitrag jeweils derart gebildet, dass er von einer Potenz des Kernresonanzsignals der zweiten Gruppe abhängt, wobei der Exponent für alle Gesamtsignale gleich groß ist und größer als 1, insbesondere größer oder gleich 2, ist.

Besonders gute Ergebnisse werden erzielt, falls der Exponent in der Potenz des Kernresonanzsignals der zweiten Gruppe im zweiten Beitrag größer ist als ein Exponent in einer Potenz des Kernresonanzsignals der ersten Gruppe im ersten Beitrag.

Aus den so ermittelten Gesamtsignalen kann eine Rohdatenma trix gebildet werden, aus der durch Fouriertransformation ei ne das Bild ergebende Matrix erzeugt wird.

Mehrere Ausführungsbeispiele der Verfahren nach der Erfindung und des Kernspintomographie-Geräts nach der Erfindung werden nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 4 näher erläutert.

Es zeigen:

Fig. 1 Ein Flussdiagramm eines Ausführungsbeispiels des Verfahrens nach der ersten Ausführungsform nach der Erfindung,

Fig. 2 eine Simulation des Verfahrens gemäß Fig. 1 in An wendung auf ein DESS-Verfahren,

Fig. 3 eine Simulation des Verfahrens gemäß Fig. 1 in An wendung auf ein HIRE-Verfahren und

Fig. 4 ein Ablaufdiagramm eines Ausführungsbeispiels des Verfahrens gemäß der zweiten Ausführungsform nach der Erfindung.

Fig. 1 zeigt schematisch den Ablauf des Verfahrens und auch die erforderlichen Komponenten. In einem Kernspintomographie- Gerät 1 mit herkömmlichem (nicht explizit dargestelltem) Mag net- und Gradientensystem werden mit einem Hochfrequenzsender 3 Hochfrequenzimpulse in ein Untersuchungsobjekt 7 einge strahlt und mit einem Hochfrequenzempfänger 5 die Kernreso nanzsignale SG1, SG2, SG3 . . . und SG1', SG2', SG3' . . . empfan gen. Die Kernresonanzsignale SG1 bis SG3 werden in einer Aus werteeinheit 9 abgetastet, digitalisiert und die Digitalwerte zeilenweise in eine Rohdatenmatrix eingetragen. Die Kernreso nanzsignale SG1' bis SG3' werden in gleicher Weise in einer Auswerteeinheit 11 verarbeitet und in eine zweite Rohdaten matrix eingetragen. Beide Rohdatenmatrizen werden einer zwei dimensionalen Fouriertransformation ("2D FFT") unterzogen und aus den so gewonnenen komplexen Werten Betragswerte X_i bzw. Y_i errechnet ("Betrag"). Damit erhält man zwei Bildmatrizen BM1 bzw. BM2 mit mehreren Bildpunkten i, wobei mit X_i der Be tragswert eines Bildpunkts i der ersten Bildmatrix BM1 und mit Y_i der Betragswert eines Bildpunkts i der zweiten Bild matrix BM2 bezeichnet sind.

Die beiden Bildmatrizen BM1 und BM2 werden einer Rechenein heit 13 zugeführt, welche mit einer Eingabeeinheit 15 in Ver bindung steht. In der Recheneinheit 13 wird das in einer An zeigeeinheit 17 angezeigte und vom Nutzer betrachtbare End bild oder Bild B berechnet. Die einzelnen Bildpunkte i des Bildes B werden jeweils als Gesamtbetrag G_i aus einem ersten Beitrag B1_i und aus einem zweiten Beitrag B2_i wie folgt be rechnet:

G_i = B1_i ± B2_i [Gl. 1]

Es wird also entweder von dem ersten Beitrag B1_i der zweite Beitrag B2_i subtrahiert oder die beiden Beiträge B1_i, B2_i wer den addiert.

Der erste Beitrag B1_i ist vom Betragswert X_i des entsprechen den Bildpunkts i der ersten Bildmatrix BM₁ abhängig und ins besondere mit diesem identisch. Gemäß der Erfindung wird der zweite Beitrag B2_i für jeden Bildpunkt i durch Multiplikation des entsprechenden Betragswerts Y_i der zweiten Bildmatrix BM2 mit einem Gewichtsfaktor F gebildet, wobei der Gewichtsfaktor F vom Betragswert Y_i der zweiten Bildmatrix BM2 abhängt:

G_i = X_i ± F(Y_i).Y_i [Gl. 2]

Der Gewichtsfaktor F kann z. B. durch eine mathematische Stu fenfunktion gebildet sein, die unterhalb einer bestimmten Schwelle einem kleineren konstanten Wert als Ergebnis hat als oberhalb der Schwelle. In der hier dargestellten bevorzugten Ausführungsform ist der Gewichtsfaktor F über ein Potenzge setz vom Betragswert Y_i der zweiten Bildmatrix BM2 abhängig, so dass sich beispielsweise folgende Abhängigkeit ergibt:

Darin steht P für einen orts- oder bildpunktunabhängigen Pro portionalitätsfaktor, der von keinem der Betragswerte X_i, Y_i abhängig ist, und e und f für die Exponenten der Potenzen der betreffenden Betragswerte X_i, Y_i.

Zur Erläuterung der Funktion der Rechenvorschrift für die Ge samtbeträge G_i wird Gleichung 3 nachfolgend für den Fall f = 1 in eine andere Form gebracht:

Darin bezeichnet W einen orts- oder bildpunktunabhängigen Wichtungsfaktor und der Term mit dem Exponenten einen Skalie rungsfaktor S gemäß:

Der Wichtungsfaktor liegt insbesondere im Bereich von 0,5 bis 10.

Der Exponent λ im Skalierungsfaktor S hängt über die Bezie hung:

λ = e - 1 [Gl. 6]

mit dem Exponenten e aus Gleichung [Gl. 3] zusammen. Der Expo nent λ kann einen beliebigen Wert annehmen, der größer als Null ist, und ist vorzugsweise größer als 1.

Die Größe X_max bezeichnet einen Maximalwert der Betragswerte X_i der Bildpunkte i der ersten Bildmatrix BM1. In dem Fall, dass unter Zuhilfenahme der Gradientenspule in Richtung deren Gradienten nacheinander mehrere Schichten oder Partitionen angeregt wurden, in dem Fall also, dass Daten für ein dreidi mensionales Bild vorliegen, wird der Maximalwert X_max als Maximum der Betragswerte aller Bildpunkte des dreidimensionalen Bildes gebildet. Mit anderen Worten: X_max ist die global maxi male Bildintensität aller n.m.N Pixel (n.m: inplane Matrix auflösung; N: Zahl der Schichten oder Partitionen, z. B. n = m = 256, N = 64).

Die erste Bildmatrix BM1 wurde derart ausgewählt, dass sie signalintensiver als die zweite Bildmatrix BM2 ist. Es gilt daher für alle Bildpunkte i: Y_i ≦ X_i. Daraus folgt, dass der Skalierungsfaktor S für alle Bildpunkte i kleiner als 1 ist. Andererseits bewirkt der Skalierungsfaktor S, dass der ge wichtete zweite Beitrag B2_i umso kleiner ist, je kleiner der Betragswert Y_i der zweiten Bildmatrix BM2 selbst ist.

Zur Bildung der Gesamtbeträge G_i können außer einer Subtrak tion oder/und einer Addition zusätzlich andere mathematische Operationen herangezogen werden, soweit nur eine Selbstwich tung des Betragswerts Y_i der zweiten Bildmatrix BM2 vorhanden ist. Als besonders geeignet haben sich beispielsweise die folgenden mathematischen Operationen erwiesen:

r steht für eine beliebige reelle Zahl.

Für den Fall r = 1 und für den Fall der Addition der beiden Beiträge B1_i, B2_i erhält man folgende Gleichung:

Diese Rechenvorschrift ist besonders zur Selbstwichtung bei einem DESS-Verfahren geeignet. In diesem Fall wird für den Betragswert X_i der ersten Bildmatrix BM1 jeweils das FISP- Signal eingesetzt, und für den Betragswert Y_i der zweiten Bildmatrix BM2 jeweils das PSIF-Signal. In einem Bereich I (s. Fig. 2) des Untersuchungsobjekts 7 mit relativ großem PSIF-Signal, z. B. im Bereich von Flüssigkeit, Wasser oder CSF, wird der Signalbeitrag des PSIF-Signals mit dem Skalie rungsfaktor S, der dann ungefähr gleich 1 ist, zum FISP- Signal dazuaddiert. In einem Bereich II, beispielsweise in Muskulatur, beträgt der Skalierungsfaktor S nur etwa (1/10)² = 0,01, d. h. der Signalbeitrag des PSIF-Signals bleibt unter der Betragsrauschgrenze.

In Fig. 2 ist das Ergebnis der Addition der Beiträge des PSIF- Signals und des FISP-Signals zum jeweiligen Gesamtbetrag G_i für konkrete T2-Werte in msec dargestellt. Die Kurve 21 rep räsentiert das Ergebnis der linearen Addition des FISP- Signals und des PSIF-Signals gemäß den herkömmlichen DESS- Verfahren. Die Kurve 23 zeigt jeweils das Ergebnis einer Ad dition gemäß Gleichung [Gl. 8]. Für die Berechnung wurde W = 3 und λ = 2 gewählt. Im Bereich I ist der Gesamtbetrag G_i gemäß dem Verfahren nach der Erfindung mit dem entsprechenden her kömmlichen DESS-Wert vergleichbar. Das PSIF- und das FISP- Signal werden im Wesentlichen gleichgewichtet addiert. Dage gen wird bei kleinen T2-Werten, im Bereich II, der PSIF- Signalbeitrag im Wesentlichen unterdrückt, so dass der Ge samtbetrag G_j im Wesentlichen mit dem FISP-Signal identisch ist.

Für r = 0 und für den Fall einer Betragssubtraktion erhält man die folgende Gleichung, die besonders zur Wichtung des be kannten HIRE-Verfahrens geeignet ist:

Als Betragswert X_i der Bildpunkte i der ersten Bildmatrix BM1 wird jeweils das T2-gewichtete, diagnostische Signal verwen det. Als Betragswert Y_i eines Bildpunktes i der zweiten Mat rix BM2 wird das stark T2-gewichtete Signal, das insbesondere im CSF einen sehr starken Beitrag liefert, eingesetzt. Das Ergebnis einer solchen Berechnung ist in Fig. 3 als Kurve 27 für verschiedene T2-Werte (in msec), insbesondere für zwei verschiedene Bereiche III, IV des Untersuchungsobjekts 7, je weils einer linearen Bildsubtraktion ("HIRE (Standard)", Kur ve 25) gegenübergestellt. Kurve 27 stellt die Gesamtbeträge G_i für verschiedene T2-Werte gemäß Gleichung [Gl. 9] dar. Es wurde wiederum λ = 2 und W = 3 eingesetzt. Im Bereich III findet bei dem Verfahren nach der Erfindung im Wesentlichen die gleiche Bildsubtraktion statt wie bei dem herkömmlichen HIRE- Verfahren. Dagegen findet im Bereich IV keine maßgebliche Subtraktion statt.

Für eine Bedienperson sind mittels der Eingabeeinheit 15 (siehe Fig. 1) der Wichtungsfaktor W sowie die Exponenten e, f der Potenz der betreffenden Betragswerte X_i, Y_i oder für den Exponent e ersatzweise der Exponent λ, veränderbar oder ein stellbar. Es kann auch der Proportionalitätsfaktor P variier bar sein. Damit besteht die Möglichkeit, die Selbstwichtung mit empirischen Kenntnissen zu optimieren.

Die erläuterte gewichtete Addition bzw. Subtraktion ist nicht nur mit Betragswerten von Bildmatrizen BM1, BM2 durchführbar, sondern auch mit den ursprünglichen Kernresonanzsignalen SG1 bis SG3 . . . bzw. SG1' bis SG3' . . .. Dies ist in Fig. 4 schema tisch veranschaulicht. Die Kernresonanzsignale SG1 bis SG3 der ersten Gruppe und die Kernresonanzsignale SG1' bis SG3' der zweiten Gruppe werden in der Recheneinheit 13 gewichtet subtrahiert oder addiert, wobei über die Eingabeeinheit 15 die Exponenten e, f und der Wichtungsfaktor W einstellbar sind. Das Ergebnis der Addition bzw. Subtraktion, die vor zugsweise entsprechend der Gleichungen [Gl. 1] bis [Gl. 9] vor genommen werden, ist jeweils ein Gesamtsignal G1, G2, G3 . . .. Das Ergebnis der Rechenprozedur der Recheneinheit 13 ist eine Rohdatenmatrix RDM, die als Zeilen die Gesamtsignale G1, G2, G3 . . . enthält und die nach einer Fouriertransformation und Betragsbildung in eine das Bild B erzeugende Matrix umgewandelt wird. Diese Matrix wird auf der Anzeigeeinheit 17 dargestellt.

Die Auswerteeinheiten 9, 11, die Recheneinheit 13 und/oder die Anzeigeeinheit 17 können Teil einer Datenverarbeitungsanlage 31 oder eines Computer sein.

Claims

1. Verfahren zum Erzeugen eines Bildes (B) aus Kernresonanz signalen eines Kernspintomographie-Geräts (1), wobei eine aus Kernresonanzsignalen erzeugte erste Bildmatrix (BM1) und eine aus anderen Kernresonanzsignalen erzeugte zweite Bildmatrix (BM2) generiert werden, wobei für jeden Bildpunkt (i) ein Ge samtbetrag (G_i) gebildet wird, indem zu oder von einem ersten Beitrag (B1_i), der vom Betragswert (X_i) des entsprechenden Bildpunkts (i) der ersten Bildmatrix (BM1) abhängig ist, ein vom zugehörigen Betragswert (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2) abhängiger zweiter Beitrag (B2_i) addiert bzw. subtrahiert wird, und wobei die Gesamtbeträge (G_i) zur Erzeugung des Bil des (B) verwendet werden, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Beitrag (B2_i) für jeden Bildpunkt (i) durch Multi plikation des entsprechenden Betragswerts (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2) mit einem Gewichtsfaktor (F) gebildet wird, wobei der Gewichtsfaktor (F) derart von dem Betragswert (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2) abhängt, dass er bei einem gro ßen Betragswert (Y_i) größer ist als bei kleinem Betragswert (Y_i).

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Bildmatrix (BM1) aus einer ersten Gruppe (SG1, SG2, SG3 . . .) ortscodierter Kernresonanzsignale durch Fouriertrans formation rekonstruiert wird, und dass die zweite Bildmatrix (BM2) aus einer von der ersten Gruppe (SG1, SG2, SG3 . . .) ver schiedenen zweiten Gruppe (SG1', SG2', SG3' . . .) ortscodierter Kernresonanzsignale durch Fouriertransformation rekonstruiert wird, insbesondere durch eine sich an die jeweilige Fou riertransformation anschließende Betragsbildung.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Beitrag (B2_i) für jeden Bildpunkt (i) derart ge bildet wird, dass er nichtlinear vom Betragswert (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2) abhängt, wobei zur Bildung der Ge samtbeträge (G_i) aller Bildpunkte (i) die gleiche nichtlinea re Funktion verwendet wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Beitrag (B2_i) für jeden Bildpunkt (i) derart ge bildet wird, dass er von einer Potenz des Betragswerts (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2) abhängt, wobei der Exponent (e) für alle Bildpunkte (i) gleich ist und größer als 1, insbe sondere größer oder gleich 2, ist.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Exponent (e) in der Potenz des Betragswerts (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2) variiert wird, insbesondere um einen möglichst hohen Kontrast im Bild (B) und/oder eine optimale Korrektur der ersten Bildmatrix (BM1) durch die zweite Bild matrix (BM2) zu erreichen.

6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Exponent (e) in der Potenz des Betragswerts (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2) im zweiten Beitrag (B2_i) größer ist als ein Exponent (f) in einer Potenz des Betragswerts (X_i) der ersten Bildmatrix (BM1) im ersten Beitrag (B1_i)

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass ein oder mehrere weitere Bildmatrizen in gleicher Weise wie die erste Bildmatrix (BM1) oder wie die zweite Bildmatrix (BM2) zur Erzeugung des Bildes (B) verwendet werden.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die beiden Bildmatrizen (BM1, BM2) aus einer auf einen ge meinsamen Hochfrequenz-Anregungsimpuls zurückgehenden Pulsse quenz resultieren.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Bildmatrix (BM1) signalintensiver, insbesondere im Mittel signalintensiver, als die zweite Bildmatrix (BM2) ist.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Ge samtbeträge (G_i) durch Subtraktion des zweiten Beitrags (B2_i) vom ersten Beitrag (B1_i) gebildet werden, wobei zur Generie rung der beiden Bildmatrizen (BM1, BM2) diejenigen Kernreso nanzsignale verwendet werden, welche bei Anwendung einer High-Intensity-Reduction-Pulssequenz (HIRE-Verfahren) vonein ander subtrahiert würden.

11. Verfahren nach Anspruch 10 zur Untersuchung eines Objekts (7), das sowohl ein erstes Gewebe mit einer ersten T2- Zeitkonstante als auch ein zweites Gewebe mit einer wesent lich längeren zweiten T2-Zeitkonstante enthält, dadurch gekennzeichnet, dass die Kernresonanzsignale für die beiden Bildmatrizen (BM1, BM2) während des Zeitraums, in dem die nach einer Anregung entstandene Quermagnetisierung mit der jeweiligen T2- Zeitkonstante abfällt, gewonnen werden, wobei das Kernreso nanzsignal für die erste Bildmatrix (BM1) bald nach der Anre gung gewonnen wird, und wobei das Kernresonanzsignal für die zweite Bildmatrix (BM2) in einem Zeitintervall gewonnen wird, in dem das zweite Gewebe den wesentlichen Signalbeitrag lie fert.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Gesamtbeträge (G_i) durch Addition des ersten Beitrags (B1_i) und des zweiten Beitrags (B2_i) gebildet werden, wobei zur Generierung der beiden Bildmatrizen (BM1, BM2) diejenigen Kernresonanzsignale verwendet werden, welche bei Anwendung einer Double-Echo-Steady-State-Pulssequenz (DESS-Verfahren) addiert würden.

13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass das Kernresonanzsignal für die erste Bildmatrix (BM1) aus ei nem Gradientenecho, insbesondere aus einem Fast-Imaging-with- Steady-State-Precession-Echo (FISP-Echo) erzeugt wird, und dass das Kernresonanzsignal für die zweite Bildmatix (BM2) aus einem quasi-Spinecho, insbesondere aus einem PSIF-Echo, wie es bei einer umgekehrten FISP-Pulssequenz (PSIF-Pulsse quenz) entstehen würde, erzeugt wird, wobei die beiden Kern resonanzsignale der gleichen DESS-Pulssequenz entstammen.

14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Gesamtbetrag (G_i) eines Bildpunktes (i) gebildet wird un ter Verwendung eines Ausdrucks der Form wobei X_i den Betragswert eines Bildpunkts (i) der ersten Bildmatrix (BM1), Y_i den entsprechenden Betragswert der zwei ten Bildmatrix (BM2), f und e den Exponenten der Potenz der betreffenden Betragswerte (X_i, Y_i) und P einen Proportionali tätsfaktor symbolisieren, wobei e größer als 1, und vorzugs weise e größer als f ist.

15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bildung des zweiten Beitrags (B2_i) ein Skalierungsfaktor (S) derart verwendet wird, dass der Wert des zweiten Beitrags (B2_i) für keinen Bildpunkt (i) größer wird als der Betrags wert (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2).

16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Skalierungsfaktor (S) aus einem Maximalwert (X_max) der Be tragswerte (X_i) der Bildpunkte (i) der ersten Bildmatrix (BM1) gebildet wird.

17. Verfahren nach Anspruch 15 oder 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Skalierungsfaktor (S) aus einem Maximalwert (X_max) der Be tragswerte (X_i) der Bildpunkte (i) von mehreren Bildmatrizen bestimmt wird, wobei die Bildmatrizen aus Pulssequenzen der gleichen Art erzeugt wurden und insbesondere einem gemeinsa men dreidimensionalen Bild entstammen.

18. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass zur Berechnung des zweiten Beitrags (B2_i) ein für alle Bild punkte (i) identischer Wichtungsfaktor (W) verwendet wird, der nicht den Wert 1, insbesondere einen Wert größer als 1, aufweist.

19. Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass der Wichtungsfaktor (W) variiert wird, insbesondere um einen möglichst hohen Kontrast im Bild (B) und/oder eine optimale Korrektur der ersten Bildmatrix (BM1) durch die zweite Bild matrix (BM2) zu erreichen.

20. Kernspintomographie-Gerät (1), in das ein Computerpro gramm zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprü che 1 bis 19 geladen ist.

21. Kernspintomographie-Gerät (1) zur Durchführung des Ver fahrens nach einem der Ansprüche 4 bis 6, mit einer Eingabe einrichtung (15), mittels der der Exponent (e) in der Potenz des Betragswerts (Y_i) der zweiten Bildmatrix (BM2) einstell bar ist.

22. Kernspintomographie-Gerät (1) zur Durchführung des Ver fahrens nach Anspruch 18 oder 19, mit einer Eingabeeinrich tung (15), an der Wichtungsfaktor (W) einstellbar ist.

23. Verfahren zum Erzeugen eines Bildes (B) aus Kernresonanz signalen eines Kernspintomographie-Geräts (1), wobei eine erste Gruppe ortscodierter Kernresonanzsignale (SG1, SG2, SG3 . . .) und eine davon verschiedene zweite Gruppe ortscodier ter Kernresonanzsignale (SG1', SG2', SG3' . . .) empfangen wer den, wobei Gesamtsignale (G1, G2, G3 . . .) gebildet werden aus den Kernresonanzsignalen (SG1', SG1, SG2', SG2, SG3', SG3 . . .) übereinstimmender Ortskodierung der ersten Gruppe und der zweiten Gruppe, wobei das Gesamtsignal (G1, G2, G3 . . .) je weils gebildet wird, indem zu oder von einem ersten Beitrag, der von einem der Kernresonanzsignale (SG1, SG2, SG3 . . .) der ersten Gruppe abhängig ist, ein vom zugehörigen Kernresonanz signal (SG1', SG2', SG3' . . .) der zweiten Gruppe abhängiger zweiter Beitrag addiert bzw. subtrahiert wird, und wobei die Gesamtsignale (G1, G2, G3 . . .) zur Rekonstruktion des Bildes (B) herangezogen werden, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Beitrag jeweils durch Multiplikation des entspre chenden Kernresonanzsignals (SG1', SG2', SG3 '. . .) der zweiten Gruppe mit einem Gewichtsfaktor (F) gebildet wird, wobei der Gewichtsfaktor (F) derart von dem Kernresonanzsignal (SG1', SG2', SG3' . . .) der zweiten Gruppe abhängt, dass er bei einem großen Kernresonanzsignal (SG1', SG2', SG3' . . .) größer ist als bei kleinem Kernresonanzsignal (SG1', SG2', SG3' . . .).

24. Verfahren nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Beitrag jeweils derart gebildet wird, dass er nichtlinear vom Kernresonanzsignal (SG1', SG2', SG3' . . .) der zweiten Gruppe abhängt, wobei zur Bildung aller Gesamtsignale (G1, G2, G3 . . .) die gleiche nichtlineare Funktion verwendet wird.

25. Verfahren nach Anspruch 23 oder 24, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Beitrag jeweils derart gebildet wird, dass er von einer Potenz des Kernresonanzsignals (SG1', SG2', SG3' . . .) der zweiten Gruppe abhängt, wobei der Exponent (e) für alle Gesamtsignale (G1, G2, G3 . . .) gleich groß ist und größer als 1, insbesondere größer oder gleich 2, ist.

26. Verfahren nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass der Exponent (e) in der Potenz des Kernresonanzsignals (SG1', SG2', SG3' . . .) der zweiten Gruppe im zweiten Beitrag größer ist als ein Exponent (f) in einer Potenz des Kernresonanzsig nals (SG1, SG2, SG3 . . .) der ersten Gruppe im ersten Beitrag.

27. Verfahren nach einem der Ansprüche 23 bis 26, dadurch gekennzeichnet, dass aus den Gesamtsignalen (G1, G2, G3 . . .) eine Rohdatenmatrix (RDM) gebildet wird, aus der durch Fouriertransformation eine das Bild (B) ergebende Matrix erzeugt wird.

28. Datenverarbeitungsanlage (31) für ein Kernspintomogra phie-Gerät (1), die derart programmtechnisch eingerichtet ist, dass ein Programm zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 19 und/oder nach einem der Ansprü che 23 bis 27 geladen ist.