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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie
(Synonym: Magnetresonanztomographie MRT) wie sie in der Medizin zur
Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich
die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein spiralkodiertes Verfahren
zur beschleunigten MRT-Bildgebung sowie ein Kernspintomographiegerät welches
zur Durchführung
dieses Verfahrens geeignet ist.
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Die
MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz
und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin
und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode
wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt.
Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche
vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun
diese "geordneten" Kernspins zu einer
bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT
das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen
aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt
durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen
räumlich
kodiert werden. Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl der abzubildenden Schicht,
wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers in alle Richtungen aufgenommen
werden können.
Die MRT als Schnittbildverfahren in der medizinischen Diagnostik,
zeichnet sich in erster Linie als "nicht-invasive" Untersuchungsmethode durch ein vielseitiges
Kontrastvermögen
aus. Aufgrund der hervorragenden Darstellbarkeit des Weichgewebes hat
sich die MRT zu einem der Röntgencomputertomografie
(CT) vielfach überlegenen
Verfahren entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung von Spinecho-
und Gradientenecho-Frequenzen, die bei Messzei ten in der Größenordnung
von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
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Die
ständige
technische Weiterentwicklung der Komponenten von MRT-Geräten und
die Einführung
schneller Bildgebungssequenzen eröffnete der MRT immer mehr Einsatzgebiete
in der Medizin. Echtzeitbildgebung zur Unterstützung der minimal-invasiven
Chirurgie, funktionelle Bildgebung in der Neurologie und Perfusionsmessung
in der Kardiologie sind nur einige wenige Beispiele. Trotz der technischen
Fortschritte beim Bau von MRT-Geräten bleibt die Aufnahmezeit
eines MRT-Bildes der limitierende Faktor für viele Anwendungen der MRT
in der medizinischen Diagnostik. Einer weiteren Steigerung der Leistung
von MRT-Geräten
bezüglich
der Aufnahmezeit ist aus technischer Sicht (Machbarkeit) und aus
Gründen
des Patientenschutzes (Stimulation und Gewebeerwärmung) eine Grenze gesetzt.
In den letzten Jahren wurden deshalb vielfältige Bemühungen unternommen, die Bildmesszeit
durch neuartige Ansätze
weiter zu verringern.
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Ein
Ansatz, die Akquisitionszeit zu verkürzen besteht darin, die Menge
der aufzunehmenden Bilddaten zu verringern. Um ein vollständiges Bild
aus solch einem reduzierten Datensatz zu erhalten, müssen indessen
entweder die fehlenden Daten mit geeigneten Algorithmen rekonstruiert
werden oder es muss das fehlerhafte Bild aus den reduzierten Daten korrigiert
werden.
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Die
Aufnahme der Daten in der MRT geschieht im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum).
Das MRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformation
mit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung des
Objektes, welche den k-Raum aufspannt, geschieht mittels Gradienten
in allen drei Raumrichtungen. Man unterscheidet dabei die Schichtselektion (legt
eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, üblicherweise die z-Achse),
die Frequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, üblicherweise
die x-Achse) und die Pha senkodierung (bestimmt die zweite Dimension
innerhalb der Schicht, üblicherweise
die y-Achse).
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Je
nach Kombination bzw. Verschaltung der drei Gradienten in einer
sogenannten Bildgebungssequenz kann die Abtastung des k-Raumes kartesisch
(also zeilenweise) oder aber radial bzw. spiralförmig erfolgen.
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Im
Rahmen der vorliegenden Erfindung wird ausschließlich eine spiralförmige Abtastung
des k-Raumes betrachtet. Spiralförmige
k-Raum-Trajektorien wurden erstmals von Likes als mögliche Alternative
zur kartesischen Abtastung propagiert (R.S. Likes
US 4,307,343 ; 1981). Dabei zeigte
sich, dass ein spiralförmiges
Auslesen der k-Matrix im Hinblick auf eine T
2-gewichtete
MRT-Bildgebung zu einem isotroperen HF-Impulsantwortsignal führt im Gegensatz
zu beispielsweise einer kartesischen Abtastung. Insbesondere der
Einsatz der schnellen Spiral-Abtastung
(Fast Spiral Imaging) – als
Pendant zur Echoplanar-Bildgebung
(Echo Planar Imaging EPI) – gewann
daher zunehmend an Popularität,
und zwar insbesondere auf den Gebieten der funktionellen MRT, der
Perfusions-MRT, der MR-Spektroskopie, der Diffusions-MRT und der
Phasen-Kontrast-basierten MRT-Flussmessungen.
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Ein
bisher noch nicht gelöstes
Problem bei der schnellen MRT-Bildgebung
generell (fast single shot spiral scanning bzw. fast multi shot
spiral scanning und EPI) sind Bildqualitätsminderungen aufgrund von
Frequenz- und Phasenfehlern während der
Auslesezeiten des HF-Antwortsignals. Diese Minderungen manifestieren
sich bei EPI in Form von Bildverzerrungen im rekonstruierten Bild.
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Bei
der schnellen Spiral-MRT-Bildgebung wird das rekonstruierte Bild
lokal verschwommen und unscharf bedingt durch regional begrenzte
Frequenzverschiebungen im k-Raum. In der Spiral-Bildgebung wird
dieser Fehler allgemein als "blurring" bezeichnet. Ursache
dafür sind
hauptsächlich
Suszeptibili täts-Grenzen
und Inhomogenitäten
im Gewebe des zu untersuchenden Objektes, wobei diese im Allgemeinen
bei höheren
Gradientenfeldstärken
stärker ausgeprägt sind.
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Das
sogenannte blurring kann durch eine Verkürzung der Auslesezeit reduziert
werden. Im Stand der Technik wird dies dadurch erreicht, dass die
Anzahl der Umläufe
reduziert wird, bei gleichbleibender Größe des abgetasteten Bereiches.
Allerdings hat dies den schwerwiegenden Nachteil, dass sich fehlende
Umläufe
in niedrigerer Auflösung
des rekonstruierten Bildes auswirken. Es gibt Ansätze, die
parallele Bildgebungstechnik (PPA-Technik) bei der Spiral-Kodierung
zur Verkürzung
der Auslesedauer zu verwenden. Jedoch ist ein solches Verfahren
extrem rechenzeitaufwändig
und daher zum jetzigen Zeitpunkt nicht praktisch anwendbar.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es daher, die Auslesedauer eines
spiralförmigen
Akquisitionsverfahrens signifikant zu verkürzen, ohne anderweitige Nachteile
in Kauf nehmen zu müssen.
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Diese
Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch
die Merkmale des unabhängigen
Anspruches 1 gelöst.
Die abhängigen
Ansprüche
bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
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Erfindungsgemäß wird also
ein Verfahren zur spiralförmigen
k-Raum-Abtastung
in der Magnetresonanztomographie vorgeschlagen, dadurch gekennzeichnet,
dass die einer spiralförmigen
Abtastung zugrundeliegende benutzerdefinierte Sequenz derart modifiziert
wird, dass die der Sequenz zugrundeliegende k-Matrix nur in einem Teilbereich gemessen
wird, wobei der Teilbereich durch eine symmetrische Verkürzung zu
beiden Seiten der k-Raum-Matrix in einer ersten Richtung sowie durch
eine einseitige Verkürzung
der k-Raum-Matrix in einer zur ersten Richtung orthogonalen zweiten
Richtung definiert ist.
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Erfindungsgemäß erfolgt
die Modifizierung dabei Benutzerdefiniert oder automatisch.
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Ferner
erfolgt die Abtastung in zumindest einer der beiden Richtungen vorteilhafterweise
längs einer
anisotropen Spiral-Kodierung,
wobei gemäß einer
weiteren Ausgestaltung der Erfindung die Anisotropie der Abtasttrajektorie
in der jeweiligen Richtung einstellbar ist.
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Ebenso
soll die jeweilige Verkürzung
der k-Raum-Matrix erfindungsgemäß einstellbar
sein.
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Weiterhin
wird erfindungsgemäß ein Kernspintomographigerät beansprucht
welches zur Durchführung
des Verfahrens gemäß der Ansprüche 1 bis
5 geeignet ist.
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Zuletzt
wird ein Computersoftwareprodukt beansprucht, dadurch gekennzeichnet,
dass es ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5 implementiert,
wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät verbundenen
Recheneinrichtung läuft.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung
werden im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf
die begleitenden Zeichnungen näher
erläutert.
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1 zeigt
schematisch ein Kernspintomographiegerät,
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2 zeigt
eine k-Raum-Trajektorie bei konventioneller Spiral-Kodierung nach
dem Stand der Technik,
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3 zeigt
eine isotrope k-Raum-Trajektorie bei erfindungsgemäßer Spiral-Kodierung,
und
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4 zeigt
eine anisotrope k-Raum-Trajektorie bei erfindungsgemäßer Spiral-Kodierung.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Magnetresonanz-Bildgebungs-
bzw. Kernspintomographiegerätes
zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden
Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau
eines herkömmlichen Magnettomographiegerätes. Ein
Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkes
Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich
eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die
für die
Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes
ist in einem kugelförmigen
Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen
Körpers
eingebracht werden. Zur Unterstützung
der Homogenitätsanforderungen
und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden
an geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischem
Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert,
die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden.
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In
den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt,
das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von
einem Verstärker 14 mit
Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung
des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung
des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten
Gx in x-Richtung, die zweite Teilwicklung
einen Gradienten Gy in y-Richtung und die
dritte Teilwicklung einen Gradienten Gz in
z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst
einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum
zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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Innerhalb
des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4,
die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulse
in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung
der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden
Bereiches des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 besteht
aus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulen
in Form einer vorzugsweise linearen Anordnung von Komponentenspulen.
Von den HF-Empfangsspulen
der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden
Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer
Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem
oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale,
in eine Spannung umgesetzt, die über
einen Verstärker 7 einem Hochfrequenz-Empfangskanal 8 eines
Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst
weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse
für die
Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden
die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen
Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer
Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginäranteil über jeweils
einen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 und
von diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden
die Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal aufmoduliert, dessen
Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen
entspricht.
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Die
Umschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine
Sende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahlt
die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen
M ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab.
Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des
Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen
jeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des
Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird
aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert.
Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme
erfolgt über
den Anlagenrechner 20. Auf grund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert
die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten
Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere
steuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtige
Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit
definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale.
Die Zeitbasis für
das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird
von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl
entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes
sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein
Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere
Bildschirme umfasst.
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Wie
im Stand der Technik erfolgt auch im Rahmen des vorliegenden erfindungsgemäßen Verfahrens
zunächst
eine Eingabe der Meßparameter durch
den Anwender (im Allgemeinen der Arzt) und zwar über eine Benutzerschnittstelle,
die üblicherweise
in Form eines Eingabefensters (Pop-Up-Window) am Bildschirm des
Terminals 21 präsentiert
wird. Auf Basis der eingegebenen Parameter wird das Meßsystem
des Kernspintomographiegerätes
derart konfiguriert, daß dieses
in der Lage ist, im Sendekanal 9 über den Anlagenrechner 20 und
die Sequenzsteuerung 19 eine Fast-Spiral-Scanning-Sequenz
zu generieren. Eine derartige konventionelle Sequenz würde im k-Raum
gemäß 2 eine
Matrix spiralförmig abtasten
welche durch Rekonstruktion mittels Fouriertransformation im Ortsraum
zwar ein anatomisches Bild ergeben würde, dieses würde aber
das eingangs erwähnte
bei Spiralkodierung übliche "blurring" aufweisen. Um dieses "blurring" zu unterdrücken soll
es erfindungsgemäß möglich sein,
eine Fast-Spiral-Scanning-Sequenz – entweder über eine weitere Benutzer-Eingabe
oder automatisch – derart zu
modifizieren, dass nur ein reduzierter Teil der der Ausgangssequenz
zugrundeliegenden k-Matrix spiralförmig abgetastet bzw. durchlaufen
wird. Die Reduktion erfolgt erfindungsgemäß in zweifacher Hinsicht indem
das sogenannte rFOV-Verfahren
(rectangular Field of View-Verfahren) mit einer Teil-Fourier-Abtastung
(partial Fourier-Abtastung) kombiniert wird.
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Die
konventionelle kartesische rFOV-Abtastung besteht darin, äußere k-Raum-Zeilen
vorzugsweise in Phasen-Kodierrichtung nicht zu messen, um dadurch
die Messzeit zu reduzieren. Dies ist insbesondere dann sinnvoll,
wenn das zu untersuchende Objekt in Phasenkodierrichtung ohnehin
eine geringere Ausdehnung als in Frequenz-Kodierrichtung besitzt
(beispielsweise ein ovaler Kopf) und somit bei gleichbleibender
Auflösung
und unverändertem
Kontrastverhalten zeitaufwändige
Phasenkodierschritte eingespart werden können.
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Die
konventionelle kartesische Teil-Fourier-Abtastung hingegen nutzt
die Tatsache, dass die Datenpunkte der k-Matrix spiegel-(bzw. Punkt-)symmetrisch
zum Matrix-Mittelpunkt sind. Aus diesem Grund ist es ausreichend
maximal nur die Werte einer Hälfte
der k-Matrix zu messen und die nicht gemessenen Werte der anderen
Hälfte
durch Spiegelung am Mittelpunkt (und komplexe Konjugation) zu vervollständigen.
Auf diese Weise kann die Anzahl der für die Phasenkodierung erforderlichen
Sequenzdurchgänge
bei identischer Ortsauflösung
maximal auf die Hälfte
reduziert werden, was einer maximalen Halbierung der Messzeit entspricht.
Die Abtastung der halben k-Matrix wird allgemein auch als "Half-Fourier-Technik" bezeichnet.
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Analog
zur kartesischen rFOV-Abtastung werden gemäß 3 in einer
ersten Kodierrichtung die äußeren (in
der Regel gleich großen
und daher symmetrischen) streifenförmigen Randbereiche 23 nicht
gemessen bzw. abgetastet und im Anlagenrechner mit Nullen belegt.
Dies geschieht dadurch, dass die spiralförmige Trajektorie insgesamt
verkleinert wird und demnach einen kleineren Außenradius r aufweist.
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Ist
die Spiral-Trajektorie isotrop, so führt eine Verkleinerung des
Außenradius
auch gleichermaßen zu
einer beiderseitigen Messdatenreduktion in der zweiten (zur ersten
Kodierrich tung orthogonalen) Kodierrichtung. Um diesen (zweiten)
Messdatenverlust zu kompensieren, wird die Spiral-Trajektorie entlang der
zweiten Kodierrichtung um Δl
soweit verschoben, bis sie den Rand der k-Matrix tangiert. Analog
zur kartesischen Teil-Fourier-Abtastung kann der nicht gemessene
Bereich 24 entlang der zweiten Kodierrichtung aufgrund
der bereits beschriebenen Punktsymmetrie der k-Matrix zur Matrix-Mitte
durch geeignete Algorithmen ergänzt
werden.
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Zusammengefaßt besteht
die vorliegende Erfindung also darin im Rahmen einer spiralförmigen k-Raum-Abtastung
die bekannten und zuvor beschriebenen Akquisitionstechniken rFOV
und Partial-Fourier-Technik in der ebenso zuvor beschriebenen Weise
zu kombinieren. Dies führt
insgesamt zu einer signifikanten Verkürzung der Auslesezeit (20% oder
mehr) was letztendlich zu einer verbesserten Bildqualität (weniger
blurring) führt.
Ein weiterer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens, den allein die
Partial-Fourier-Technik mit sich bringt, besteht darin, dass bereits
eine geringe Verschiebung der Spiral-Trajektorie relativ zum k-Matrix-Mittelpunkt auch
eine geringere Sensitivität
gegenüber
stets vorhandenen Gradientenimperfektionen zur Folge hat.
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Die
Applikation einer der beiden Methoden allein (rFOV oder Partial-Fourier)
leistet jedoch keine Abhilfe bei nicht kartesischen, insbesondere
spiralförmigen,
Aufnahmetechniken. Aus diesem Grund müssen beide Methoden auch insofern
aufeinander abgestimmt werden, als dass die Verringerung des Außenradius
der Spiraltrajektorie bei isotroper Abtastung mit der Verschiebung
der Trajektorie verknüpft ist.
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Diese
Verknüpfung
kann erfindungsgemäß durch
eine anisotrope Spiral-Kodierung beeinflußt und somit die Datenakquisition
insgesamt optimiert werden. In 4 beispielsweise
ist gezeigt, dass eine Anisotropie in Partial-Fourier-Richtung bei gleichbleibendem
rFOV eine geringere Verschiebung der Spiraltrajektorie erfordert.
Dies führt
wiederum zu insgesamt weniger Gradiententätigkeit wodurch auch gradientenbedingte
Stimulationen vermindert werden. Der dadurch geringfügig erhöhte Rekonstruktionsaufwand
kann in Kauf genommen werden.