DE10106830A1 - Verfahren zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz - Google Patents
Verfahren zur Bilderzeugung mittels magnetischer ResonanzInfo
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Abstract
Ein Verfahren zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz, wobei mehrere unabhängige Empfangsantennen (6A, 6B, 6C, 6D) mit untereinander verschiedenen Empfindlichkeitsprofilen (22A, 22B, 22C, 22D) verwendet werden, umfasst die Schritte: DOLLAR A - Senden von Hochfrequenz-Anregungspulsen und Gradientenpulsen in ein Abbildungsvolumen zum Erzeugen von ortskodierten Magnetresonanzsignalen, DOLLAR A - Empfangen der Magnetresonanzsignale mit den Empfangsantennen (6A, 6B, 6C, 6D), wobei aus den Empfangssignalen jeder Empfangsantenne (6A, 6B, 6C, 6D) ein k-Raum-Datennetz (12A, 12B, 12C, 12D) mit mittleren und äußeren k-Raum-Zeilen (16A, 16B, 16C, 16D bzw. 14A, 14B, 14C, 14D) gebildet wird, welche mittleren k-Raum-Zeilen (16A, 16B, 16C, 16D) dichter als die äußeren k-Raum-Zeilen (14A, 14B, 14C, 14D) im k-Raum-Datensatz (12A, 12B, 12C, 12D) angeordnet sind, DOLLAR A - Rekostruieren eines Zwischenbilds (20A, 20B, 20C, 20D) aus jedem k-Raum-Datensatz (12A, 12B, 12C, 12D), DOLLAR A - Bestimmen der Empfindlichkeitsprofile (22A, 22B, 22C, 22D) aus den mittleren k-Raum-Datenzeilen (16A, 16B, 16C, 16D) und DOLLAR A - Kombinieren der Zwischenbilder (20A, 20B, 20C, 20D) in Abhängigkeit der Empfindlichkeitsprofile (22A, 22B, 22C, 22D) zu einem Gesamtbild (26).
Description
Die zur Erzeugung eines Magnetresonanzbildes benötigte Zeit
wird bei bisher üblichen und verwendeten Messsequenzen und
bei vorgegebener Größe und Auflösung der Abbildung durch die
Stärke des zur Ortsauflösung verwendeten Gradientenmagnet
feldes bestimmt. Zwar werden die Gradientenspulen, mit denen
das Gradientenmagnetfeld erzeugt wird, immer leistungsfähiger
und dadurch die Messungen immer schneller. Wegen der dabei
schnell geschalteten Magnetfelder und der dadurch induzierten
elektrischen Spannungen im Gewebe des Patienten besteht aber
eine physiologisch vorgegebene Grenze (Stimulationsgrenze),
die nicht überschritten werden darf.
In den letzten Jahren wurden Verfahren weiterentwickelt, die
als Coil Sensitivity and Coding Method oder Partial Parallel
Acquisition (PPA) bezeichnet werden. Diese Verfahren benutzen
die Empfindlichkeitsprofile der Einzelantennen eines Anten
nenarrays, um die zur Ortsauflösung benötigten Phasencodier
schritte zu reduzieren und damit die Messzeit zu verkürzen.
So ist aus dem Artikel von Hutchinson und Raff: "Fast MRI
Data Acquisition Using Multiple Detectors", erschienen in
Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 6, pp. 87-91 (1988), ein
Verfahren beschrieben, wobei für die Erstellung eines Bildes
nur ein Phasencodierschritt benötigt wird. Dabei wird ein An
tennenarray mit einer Anzahl von unabhängigen Einzelantennen
und Hochfrequenzkanälen benutzt, die genau der Anzahl der
Phasencodierschritte bei herkömmlicher sequenzieller Phasen
codierung mittels Phasencodiergradientenfeldern entspricht.
Wegen der hohen erforderlichen Anzahl der Empfangskanäle ist
dieses Verfahren auch heute schwer zu realisieren.
In dem Artikel von James R. Kelton, Richard L. Magin, Steven
M. Wright: "An Algorithm For Rapid Image Acquisition Using
Multiple Receiver Coils", Proceedings of the SMRM 8th Annual
Meeting, Amsterdam, 1989, p. 1172, ist ein Messverfahren be
schrieben, bei dem die Idee von Hutchinson und Raff erweitert
wurde. Die Anzahl der Einzelantennen im Antennenarray beträgt
dort eine Potenz von zwei. Entsprechend dieser Anzahl wird
die Messzeit reduziert. Die Anzahl der unabhängigen Hochfre
quenz-Empfangskanäle kann deutlich kleiner gewählt werden wie
die Anzahl der für die Bildermittlung sonst benötigten Pha
sencodierschritte.
J. B. Ra und C. Y. Rim haben in dem Beitrag "Fast Imaging Me
thod Using Multiple Receiver Coils with Sub-Encoding Data
Set", erschienen in Proceedings of the SMRM 10th Annual Mee
ting, San Francisco, 1991, p. 1240, ein Verfahren beschrie
ben, mit dem trotz einer Unterabtastung in Phasencodierrich
tung eine eindeutige, einfaltungsfreie Abbildung eines abzu
bildenden Bereichs (field of view) erreicht werden kann. Dazu
werden die Empfangssignale von mehreren unabhängigen Emp
fangsantennen mit Hilfe einer Fourier-Transformation zu Zwi
schenbildern rekonstruiert, die noch mehrdeutig sind. Unter
Benutzung der Empfindlichkeitsprofile der verwendeten Anten
nen werden diese Zwischenbilder zu einem einfaltungsfreien
Endbild verarbeitet.
In dem Artikel von J. B. Ra, C. Y. Rim: "Fast Imaging Using
Sub-Encoding Data Sets from Multiple Detectors", erschienen
in Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 30, pp. 142-145,
1993, wurde das vorstehend skizzierte Verfahren mit einem
Vierkanalsystem an einem Phantom erprobt. Dabei wurde eine
Beschleunigung der Messzeit mit einem Faktor von 4 erreicht.
Dort ist auch noch ein Verfahren beschrieben, mit dem man den
Beschleunigungsfaktor kleiner als die Anzahl der unabhängigen
Empfangsantennen wählen kann.
Eine Weiterentwicklung der von Kelton et al. und Ra/Rim be
schriebenen schnellen Bildgebungsverfahren ist aus der
WO 99/54746 bekannt. Dort werden die bei der Verarbeitung der
Zwischenbilder benötigten inversen Empfindlichkeitsmatrizen
durch generalisierte inverse Empfindlichkeitsmatrizen er
setzt. Zur Bestimmung der für die Rekonstruktion des Endbil
des benötigten Empfindlichkeitsprofile wird vor der eigentli
chen Aufnahme eine Referenzmessung mit der gleichen oder auch
einer geringeren Auflösung wie bei der eigentlichen Bilder
stellung durchgeführt. Die Magnetresonanzsignale werden dazu
sowohl mit den Einzelantennen im Antennenarray als auch mit
der im Magnetresonanzgerät fest eingebauten Ganzkörperantenne
gemessen. Das Empfindlichkeitsprofil der Ganzkörperantenne
ist konstant genug, um als Referenz genommen werden zu kön
nen. Die nach der Fourier-Transformation erhaltenen komplexen
(im mathematischen Sinn) Bilder der Einzelantennen und das
Referenzbild der Ganzkörperantenne werden zueinander ins Ver
hältnis gesetzt und man erhält die komplexen (im mathemati
schen Sinn) Empfindlichkeitsprofile der Einzelantennen. Diese
werden dann bei der nachfolgenden eigentlichen Messung zur
Rekonstruktion verwendet. Nachteilig ist dabei, dass die be
nötigte Messzeit durch den "Prescan" verlängert wird. Allge
mein gilt bei der Messung von Magnetresonanzbildern, dass das
Signal-Rausch-Verhältnis proportional zur Wurzel aus der
Messzeit ist. Da der Prescan dort jedoch nur verwendet wird,
um die Empfindlichkeitsprofile der Einzelantennen im Anten
nenarray zu ermitteln, wird trotz verlängerter Messzeit das
Signal-Rausch-Verhältnis nicht verbessert. Das Verhältnis
Signal-Rauschen zur Wurzel aus der Messzeit ist dort schlech
ter als bei konventionellen Verfahren, wenn man die für den
Prescan benötigte Messzeit mit berücksichtigt.
Aus der US 5,910,728 ist ein anderes Verfahren bekannt, mit
dem durch Auslassen von Phasencodierschritten die Messzeit
reduziert werden kann. Auch dort wird ein Antennenarray mit
unabhängigen Einzelantennen verwendet. Die Rekonstruktion der
fehlenden Phasencodierschritte erfolgt dort allerdings im
Ortsfrequenzbereich (k-Raum) und nicht im Bildraum wie bei
den vorstehenden Verfahren. Wegen der speziellen Art der Re
konstruktion der fehlenden k-Raumzeilen wird dieses Verfahren
auch SMASH (Simultaneous Acquisition of Special Harmonics)
genannt. Dabei wird aber vorausgesetzt, dass die Empfindlich
keitsprofile der Einzelantennen in Frequenzcodierrichtung
nicht stark variieren. Eine weitere Voraussetzung für eine
einfaltungsfreie Rekonstruktion Magnetresonanzbildes ist eine
genaue Kenntnis der Empfindlichkeitsprofile der verwendeten
Einzelantennen. Da die Empfindlichkeitsprofile auch patien
tenabhängig sind, müssen sie in der Regel mit dem Patienten
in der Untersuchungsposition gemessen werden.
In dem Artikel von P. M. Jakob, M. A. Griswold, R. R.
Edelman, D. K. Sodickson: "AUTO SMASH: A self-calibrating
technique for SMASH imaging", erschienen 1998 in Magnetic Re
sonance Materials in Physics, Biology and Medicine, Vol. 7,
pp. 42-54, wird zusätzlich zu den reduzierten SMASH-Phasenco
dierschritten ein Kalibrierungsschritt durchgeführt mit einer
entsprechenden Phasencodierung. Daraus werden während der
Messung die Empfindlichkeitsprofile der Einzelantennen be
stimmt, wobei die Korrelation zwischen den unterabgetasteten
SMASH-Signalen und den zusätzlichen Kalibrierungssignalen
ausgewertet wird.
Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren
zur schnellen Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz an
zugeben, wobei die Empfindlichkeitsprofile der Einzelantennen
im Antennenarray auf einfache Art ermittelt werden.
Die Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Bilderzeugung mit
tels magnetischer Resonanz gelöst, wobei mehrere unabhängige
Empfangsantennen mit untereinander verschiedenen Empfindlich
keitsprofilen verwendet werden und wobei folgende Schritte
durchgeführt werden:
- - Senden von Hochfrequenz-Anregungspulsen und Gradientenpul sen in ein Abbildungsvolumen zum Erzeugen von ortskodier ten Magnetresonanzsignalen,
- - Empfangen der Magnetresonanzsignale mit den Empfangsanten nen, wobei aus den Empfangssignalen jeder Empfangsantenne ein k-Raum-Datensatz mit mittleren und äußeren k-Raum-Zei len gebildet wird, welche mittleren k-Raum-Zeilen dichter als die äußeren k-Raum-Zeilen im k-Raum-Datensatz angeord net sind,
- - Rekonstruieren eines Zwischenbilds aus jedem k-Raum-Daten satz,
- - Bestimmen der Empfindlichkeitsprofile aus den mittleren k- Raum-Datenzeilen und
- - Kombinieren der Zwischenbilder in Abhängigkeit der Emp findlichkeitsprofile zu einem Gesamtbild.
Bei diesem Verfahren werden die Messschritte zur Ermittlung
der Empfindlichkeitsprofile der Einzelantenne in die eigent
liche Messung integriert. Das erfolgt dadurch, dass im nied
rigen Ortsfrequenzbereich der k-Raum in Phasencodierrichtung
unter Anwendung von Phasencodiergradientenfeldern vollständig
belegt wird. Außerhalb dieses Bereichs, also im Bereich hoher
Ortsfrequenzen, werden die Phasencodierschritte entsprechend
den von Ra/Rim oder Kelton et al. vorgeschlagenen Verfahren
reduziert, um die Messzeit zu reduzieren.
Aus den Magnetresonanzsignalen im niedrigen Ortsfrequenzbe
reich werden dann Einzelbilder mit einer groben Auflösung re
konstruiert, die den entsprechenden Einzelantennen zugeordnet
sind. Da auch die Empfindlichkeitsprofile der Einzelantennen
selbst überwiegend aus niedrigen Ortsfrequenz-Komponenten be
stehen, wird somit die zur Bestimmung der Empfindlichkeits
profile nötige Information vollständig ermittelt. Es ist
keine zusätzliche Information über die Empfindlichkeitspro
file der Einzelantennnen erforderlich.
Die gesamte Messzeit wird dadurch zwar etwas verlängert. Die
zusätzlichen phasencodierten Magnetresonanzsignale im mittle
ren Bereich des k-Raums können jedoch zur Erhöhung des Sig
nal-Rausch-Verhältnisses und damit zur Verbesserung der Ab
bildungsqualität auch zur Rekonstruktion der Einzelbilder und
damit des Gesamtbildes verwendet werden. Von besonderem Vorteil
ist auch, dass die Empfindlichkeitsprofile aus der glei
chen Messung stammen wie die zur eigentlichen Bilderzeugung
akquirierten Signale, daher funktioniert dieses Verfahren zur
Bestimmung der Empfindlichkeitsprofile auch bei Sequenzen mit
stärkerer Ortsverzerrung. Ein Beispiel dafür ist die EPI-Se
quenz (EPI steht als Abkürzung für Echo Planar Imaging). Es
ist bekannt, dass bei schnellen EPI-Sequenzen sogenannte
Blurring Artefakte oder Verzerrungen auftreten. Weil die Re
ferenzbilder die gleichen Verzerrungen aufweisen, funktio
niert die Rekonstruktion auch bei stärkerer Ortsverzerrung.
Es soll auch darauf hingewiesen werden, dass bei einem Ver
fahren mit Prescan Filter benötigt werden, um rauschfreie
Spulenprofile zu erhalten. Diese Filter müssen an die Größe
des Field of View und an die Spulengröße angepasst werden,
was bei der Implementierung einen gewissen Aufwand erfordert.
Dagegen müssen bei der hier vorliegenden Erfindung die Spu
lenprofile nicht gefiltert werden. Die Verwendung von Signa
len nur aus dem mittleren Bereich des k-Raums entspricht ei
ner Tiefpassfilterung.
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird im Folgenden an
hand von zwei Figuren erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 in einer Übersichtsdarstellung die wesentlichen
Schritte bei der Signalverarbeitung zur schnellen
Magnetresonanz-Bildgebung und
Fig. 2 in einer Übersichtsdarstellung die wesentlichen Sig
nalverarbeitungsschritte zur Ermittlung der Spulen
profile aus den zur Bildgebung verwendeten Signalen.
Fig. 1 zeigt schematisch ein diagnostisches Magnetresonanz
gerät 2 mit den Komponenten Grundmagnetfeld-Erzeugungsein
richtung zur Erzeugung eines homogenen Magnetfeldes in einem
Abbildungsvolumen 4, Gradientensystem zur Erzeugung von mag
netischen Gradientenfeldern in drei senkrecht aufeinander
stehenden Raumrichtungen, Hochfrequenzantennensystem zur An
regung und zum Empfang der Magnetresonanzsignale sowie eine
Steuerungseinheit zur Steuerung der einzelnen Komponenten im
Magnetresonanzgerät. Die magnetischen Gradientenfelder werden
zur Ortscodierung der Magnetresonanzsignale abhängig von ei
ner gewählten Sequenz zu vorgegebenen Zeitintervallen mit ei
ner vorgegebenen Stärke eingeschaltet. Dabei wird unterschie
den zwischen einem Schichtselektionsgradienten, einem Phasen
codiergradienten und einem Frequenzcodiergradienten. So wer
den bei vielen Sequenzen nur die Kerne in einer Schicht ange
regt, indem gleichzeitig mit einem Hochfrequenz-Anregeimpuls
das Schichtcodiergradientenfeld geschaltet wird. Eine weitere
Ortcodierung erfolgt dann in der angeregten Schicht in Pha
sencodierrichtung durch Schalten des Phasencodiergradienten.
Die Phase des Magnetresonanzsignals wird durch die Gradien
tenzeitfläche des Phasencodiergradienten bestimmt. Schließ
lich erfolgt beim Empfang des Magnetresonanzsignals eine Fre
quenzcodierung in einer Richtung senkrecht zur Phasencodie
rung durch Schalten des Frequenzcodiergradienten.
Das Hochfrequenzantennensystem umfasst eine Ganzkörperan
tenne, die sowohl zur Anregung wie auch zum Empfang der Mag
netresonanzsignale ausgebildet ist. Zusätzlich ist ein Anten
nenarray 6 mit voneinander unabhängigen Einzelantennen 6A,
6B, 6C, 6D vorhanden, die im Gegensatz zu der Ganzkörperan
tenne nur ein beschränktes Gebiet abbilden können. Dies wird
ausgenutzt bei einem schnellen Magnetresonanz-Bildgebungsver
fahren mit paralleler Datenakquisition, bei dem die Ortsco
dierung in Phasencodierrichtung nicht mehr vollständig mit
tels Phasencodiergradienten erfolgen muss. Diese Verfahren
sind bekannt, siehe beispielsweise in dem eingangs schon an
geführten Artikel von Kelton et al. Die Einzelantennen 6A,
6B, 6C, 6D sind jeweils mit einem unabhängigen Hochfrequenz
kanal 8A, 8B, 8C, 8D verbunden, worin eine Verstärkung, eine
phasenempfindliche Demodulation und eine Digitalisierung der
von den Einzelantennen 6A, 6B, 6C, 6D empfangenen Magnetreso
nanzsignale erfolgt.
Die Empfangskanäle 8A, 8B, 8C, 8D sind mit einer Korrelati
onseinheit 10 verbunden, mit der die von den Empfangskanälen
weiterverarbeiteten Signale bezüglich Rauschen entkorreliert
werden. Damit wird bei der nachfolgenden Rekonstruktion, die
weiter unten noch ausführlich beschrieben ist, ein optimales
Signal-Rauschverhältnis erzielt. Dazu wurde schon vorher aus
den reinen Rausch-Empfangssignalen der Einzelantennen 6A, 6B,
6C, 6D eine Rausch-Korrelationsmatrix COR ermittelt. Aus ei
ner invertierten Matrix COR-1 zur Rausch-Korrelationsmatrix
COR wird eine Entkorrelationsmatrix K bestimmt, die Gewichts
faktoren enthält, um die eigentlichen Nutzsignale voneinander
bezüglich des Rauschens zu entkorrelieren. Zur Bestimmung
dieser Entkorrelationsmatrix werden Rausch-Empfangssignale
X1(t), X2(t), X3(t), X4(t) der Einzelantennen 6A, 6B, 6C, 6D
nach einer phasenempfindlichen Demodulation entsprechend den
folgenden allgemeinen Zusammenhängen weiterverarbeitet.
Die Rausch-Empfangssignale X1(t), X2(t), X3(t), X4(t) können
als Spaltenvektor X(t) dargestellt werden. Die Elemente der
Rauschkorrelationsmatrix COR lassen sich über ein Matrizen
produkt des Spaltenvektors X(t) mit einem Zeilenvektor X*(t),
dessen Komponenten die konjugiert komplexen Rausch-Empfangs
signale X(t) bilden, sowie einer anschließenden Integration
über der Zeit bestimmen. Die Entkorrelationsmatrix K mit den
Gewichtsfaktoren zur Rauschentkorrelation der eigentlichen
Messsignale ergibt sich aus der Wurzel der invertierten
Rauschkorrelationsmatrix COR-1.
Die Empfangssignale werden dann entsprechend ihrer durch den
Phasencodiergradienten vorgegebenen Phasencodierung in die
zugehörigen Zeilen einer k-Raummatrix 12A, 12B, 12C, 12D ein
gelesen und bilden so jeweils einen k-Raum-Datensatz. Die An
zahl der Phasencodierschritte ist gegenüber den herkömmlichen
Sequenzen für die Bereiche höherer Ortsfrequenzen, also in
äußeren Bereichen 14A, 14B, 14C, 14D, reduziert. Damit sind
die Zeilen in diesen Bereichen der k-Raummatrizen 12A, 12B,
12C, 12D nicht vollständig mit Signalen belegt. Dagegen ist
in den Bereichen niedriger Ortsfrequenzen, also im mittleren
k-Raumbereich 16A, 16B, 16C, 16D, der k-Raum vollständig be
legt. Aus den Signalen im nur teilweise vollständig belegten
k-Raum wird über eine schnelle Fourier-Transformation 18 je
weils ein Zwischenbild 20A, 20B, 20C, 20D erzeugt. Diese Zwi
schenbilder 20A, 20B, 20C, 20D weisen wegen der Unterabtas
tung in Phasencodierrichtung Einfaltungen auf. Beispielsweise
würde eine kreisförmige Struktur in der Abbildung noch durch
zwei verschobene Halbkreise überlagert, wie stark schemati
siert in Fig. 1 dargestellt ist.
Die Rauschentkorrelierung kann mit gleichem Ergebnis anstatt
im Ortsfrequenzraum wie vorstehend beschrieben auch im Bild
raum auf die Zwischenbilder 20A, 20B, 20C, 20D angewendet
werden. Dann entfällt in Fig. 1 die Korrelationseinheit 10,
statt dessen wird eine entsprechend angepasste Korrelations
einheit 10A verwendet, die in Fig. 1 gestrichelt dargestellt
ist.
Aus den Zwischenbildern 20A, 20B, 20C, 20D wird nun mit Hilfe
der komplexen (im mathematischen Sinn) Spulenprofile 22 der
Einzelantennen 6A, 6B, 6C, 6D in einer Rekonstruktionseinheit
24 ein einfaltungsfreies Gesamtbild 26 des Untersuchungsbe
reichs erzeugt. Das Rekonstruktionsverfahren ist schon an an
derer Stelle, beispielsweise bei Kelton et al., beschrieben
und besteht im Wesentlichen daraus, dass die Werte für die
Bildelemente des Gesamtbildes 26 aus den Werten der entspre
chenden Bildelemente aller Zwischenbilder 20A, 20B, 20C, 20D
durch eine gewichtete Summierung ermittelt werden. Die Ge
wichtsfaktoren stellen eine Matrix dar, die sich durch Inver
sion aus den komplexen Empfindlichkeitsmatrizen der Einzelan
tennen 6A, 6B, 6C, 6D ergeben.
Anhand von Fig. 2 wird nun das Verfahren zur Ermittlung der
komplexen Empfindlichkeitsprofile der Einzelantennen 6A, 6B,
6C, 6D erläutert. Bei der Erzeugung der Magnetresonanzsignale
werden - wie schon vorstehend beschrieben ist - die Phasenco
dierschritte so gewählt, dass der mittlere Bereich des k-
Raums 16A, 16B, 16C vollständig mit Werten belegt ist. Aus
den mittleren k-Raumzeilen werden nun Empfindlichkeitszwi
schenbilder 25A, 25B, 25C, 25D mit einer groben Auflösung re
konstruiert. Aus den einzelnen Empfindlichkeitszwischenbil
dern 25A, 25B, 25C, 25D wird zudem ein Summenbild 28 gebil
det, das als Referenzbild genommen wird. Damit kann auf ein
Referenzbild, das mit Hilfe der Ganzkörperantenne erzeugt
wurde, verzichtet werden.
Die Empfindlichkeitszwischenbilder 25A, 25B, 25C, 25D umfas
sen jeweils Bildelemente, die durch Zahlenwerte gekennzeich
net sind. Als Summenbild 28 kann beispielsweise die Wurzel
aus der Quadratsumme der einzelnen Empfindlichkeitszwischen
bilder 25A, 25B, 25C, 25D verwendet werden. Eine Quotienten
bildung 30 der Einzelbilder 25A, 25B, 25C, 25D geteilt durch
das Referenzbild 28 ergibt jeweils die Empfindlichkeitsprofile
20A, 20B, 20C, 20D der einzelnen Antennenelemente 6A, 6B, 6C,
6D. Durch die Quotientenbildung 30 verschwindet der durch die
Anatomie erzeugte Gewebekontrast, es bleiben die reinen Emp
findlichkeitsprofile 20A, 20B, 20C, 20D übrig, die dann zur
Rekonstruktion der Abbildung 26 mit den reduzierten Phasenco
dierschritten verwendet werden.
Als Messsequenz eignen sich vor allem Sequenzen, die schon
von sich aus eine kurze Messdauer besitzen, um so ausgehend
von diesen Sequenzen die Messzeit weiter zu reduzieren. Gut
geeignet sind deswegen z. B. EPI- oder FISP-Sequenzen.
So wird beispielsweise bei einer FISP-Sequenz (Fast Imaging
with Steady Precession) durch eine vollständige Rephasierung
der Spins ein hohes Signal auch bei kurzen Pulswiederholzei
ten erzielt. Dabei wird ein refokussierender Gradientenpuls
in Phasencodierrichtung angewendet wird.
Zur Verdeutlichung des zu erzielenden Messzeitgewinns gegen
über einer herkömmlichen Signalakquisition soll als Beispiel
ein rechteckiges Magnetresonanzbild erzeugt werden mit einer
Auflösung in Frequenzcodierrichtung von 256 Bildelementen und
in Phasencodierrichtung von 192 Bildelementen. Die einzelnen
Phasencodierschritte werden beispielsweise so gewählt, dass
der k-Raum im niedrigen Ortsfrequenzbereich mit 48 k-Raumzei
len vollständig belegt wird. Dies entspricht ein Viertel der
k-Raumzeilen, die zu einer herkömmlichen einfaltungsfreien
Rekonstruktion erforderlich wären. Außerhalb dieses mittleren
Bereichs wird der k-Raum mit einer um den Faktor 2 verringer
ten Anzahl von Zeilen, was einer entsprechend verringerten
Anzahl von Phasencodierschritten entspricht, belegt. Damit
werden (196 - 48)/2 = 72 Zeilen erzeugt. Die aus den einzel
nen Zwischenbildern (beispielsweise vier Zwischenbilder) re
konstruierte Abbildung ist einfaltungsfrei. Die Messzeitredu
zierung beträgt in diesem Fall 192/(72 + 48) = 1,6. Das Sig
nal zu Rauschen (S/N) ist gegenüber einem Bild, welches aus
einem vollständig belegten k-Raum rekonstruiert wird, ledig
lich um den Faktor √1,6 verschlechtert.
Claims (7)
1. Verfahren zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz,
wobei mehrere unabhängige Empfangsantennen (6A, 6B, 6C, 6D)
mit untereinander verschiedenen Empfindlichkeitsprofilen
(22A, 22B, 22C, 22D) verwendet werden, mit den Schritten:
- - Senden von Hochfrequenz-Anregungspulsen und Gradientenpul sen in ein Abbildungsvolumen zum Erzeugen von ortskodier ten Magnetresonanzsignalen,
- - Empfangen der Magnetresonanzsignale mit den Empfangsanten nen (6A, 6B, 6C, 6D), wobei aus den Empfangssignale jeder Empfangsantenne (6A, 6B, 6c, 6D) ein k-Raum-Datensatz (12A, 12B, 12C, 12D) mit mittleren und äußeren k-Raum-Zei len (16A, 16B, 16D, 16D bzw. 14A, 14B, 14C, 14D) gebildet wird, welche mittleren k-Raum-Zeilen (16A, 16B, 16D, 16D) dichter als die äußeren k-Raum-Zeilen (14A, 14B, 14C, 14D) im k-Raum-Datensatz (12A, 12B, 12C, 12D) angeordnet sind,
- - Rekonstruieren eines Zwischenbilds (20A, 20B, 20C, 20D) aus jedem k-Raum-Datensatz (12A, 12B, 12C, 12D),
- - Bestimmen der Empfindlichkeitsprofile (22A, 22B, 22C, 22D) aus den mittleren k-Raum-Datenzeilen (16A, 16B, 16D, 16D) und
- - Kombinieren der Zwischenbilder (20A, 20B, 20C, 20D) in Ab hängigkeit der Empfindlichkeitsprofile (22A, 22B, 22C, 22D) zu einem Gesamtbild (26).
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, dass zum Bestimmen der
Empfindlichkeitsprofile (22A, 22B, 22C, 22D) jeweils aus den
mittleren k-Raum-Datenzeilen (16A, 16B, 16D, 16D) ein Emp
findlichkeitszwischenbild (25A, 25B, 25C, 25D) rekonstruiert
wird und dass aus den Empfindlichkeitszwischenbildern (25A,
25B, 25C, 25D) die Empfindlichkeitsprofile (22A, 22B, 22C,
22D) bestimmt werden.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch
gekennzeichnet, dass die Empfindlichkeitszwischenbilder
(25A, 25B, 25C, 25D) zu einem Referenz
bild (28) kombiniert werden und dass die Empfindlichkeitspro
file (22A, 22B, 22C, 22D) jeweils aus dem Verhältnis von Emp
findlichkeitszwischenbild (25A, 25B, 25C, 25D) zu Referenz
bild (28) bestimmt werden.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch
gekennzeichnet, dass die Empfind
lichkeitszwischenbilder (25A, 25B, 25C, 25D) jeweils Bildele
mente umfassen, dass die Bildelelemente durch Zahlenwerte ge
kennzeichnet sind und dass die Bildelemente des Referenzbil
des aus der Quadratsumme Zahlenwerte, die entsprechende Bild
elemente in den Empfindlichkeitszwischenbildern kennzeichnen,
bestimmt werden.
5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch
gekennzeichnet, dass das Referenzbild
(28) aus der Wurzel der Quadratsumme gebildet wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet, dass die
k-Raum-Datensätze (12A, 12B, 12C, 12D) zueinander bezüglich
Rauschsignalen entkorreliert (10) werden.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet, dass die
Zwischenbilder (2 0A, 20B, 20C, 20D) zueinander bezüglich
Rauschsignalen entkorreliert (10) werden.
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