DE10106830A1 - Verfahren zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz - Google Patents

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 8^th 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 10^th 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.