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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 l5 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 Perfussionsmessung
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 so genannten k-Raum (Synonym:
Frequenzraum). Das MRT-Bild im so genannten 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
so genannten 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, die eine sehr effiziente Methode darstellt.
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 (im Gegensatz
zur Verzerrung beispielsweise bei kartesischen EPI-Sequenzen). Ursache
dafür sind hauptsächlich Suszeptibilitäts-Grenzen
und Inhomogenitäten
im Gewebe des zu untersuchenden Objektes, wobei diese im Allgemeinen
bei höheren
Feldstärken
stärker
ausgeprägt
sind.
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Das
Problem des "blurrings" lässt sich
deutlich minimieren, wenn die Auslesezeit verkürzt wird, da sich relevante
Phasenfehler nicht so schnell bzw. so stark aufbauen können. Im
Stand der Technik wird dies dadurch erreicht, dass die Anzahl der
Umläufe reduziert
wird, bei gleich bleibender Größe des abgetasteten
Bereiches. 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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Aus
WO 2004/095050 A1 ist ein Verfahren zur k-Raum-Abtastung bekannt,
bei dem die zugrundeliegende k-Matrix spiralförmig unterabgetastet wird und
durch Punktspiegelung der Messwerte wieder vervollständigt wird.
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In
WO 2002/071088 A2 ist die Anwendung von Multishot Spiraltrajektorien
offenbart die als solche mehrere Spiralarme aufweisen und durch
Einfügen
von Spiral-Teilabschnitte vervollständigt werden.
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Aus
US 5604434 A ist
ein Verfahren zur spiralförmigen
k-Raum-Abtastung
bekannt, bestehend aus mehreren Spiralarmen, wobei ein im k-Raumzentrum
gelegener kreisförmiger
innerer Bereich eine dichtere Abtastung erfährt als außerhalb dieses Bereiches, wobei
der unterabgetastete äußere Bereich rechnerisch
vervollständigt
wird.
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In
US 4912413 A ist
die Vervollständigung von
unterabgetasteten Datensätzen
bzw. Teildatensätzen
durch komplexe Konjugation der einzelnen Messwerte im k-Raum offenbart.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es, 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 zugrunde liegende k-Matrix
spiralförmig
derart unterabgetastet wird, dass durch Punktspiegelung der gemessenen
Werte am Zentrum der k-Matrix eine zusätzliche Spirale erhalten wird,
die zusammen mit der die Ausgangsinformation bildende erste Spirale
einen vollständigen Datensatz
der k-Matrix bildet, wobei die Abtastung im Bereich des Zentrums
der k-Matrix mit voller bzw. überhöhter Dichte
durchgeführt
wird.
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Durch
eine überhöhte Abtastung
können
störende
Phasenvariationen über
das gesamte Bild vermieden werden.
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Erfindungsgemäß werden
die Phasenkorrekturen mit z.B. Margosian- und/oder Pocs-Algorithmen durchgeführt.
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Weiterhin
wird erfindungsgemäß ein Kernspintomographiegerät beansprucht
welches zur Durchführung
des Verfahrens gemäß der Ansprüche 1 bis
2 geeignet ist.
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Zuletzt
wird ein Computersoftwareprodukt beansprucht, dadurch gekennzeichnet,
dass es ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 2 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
schematisch zwei ineinander geschachtelte k-Raum-Trajektorien bei konventioneller Spiral-Kodierung nach dem
Stand der Technik,
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3 zeigt
schematisch eine unterabtastende k-Raum-Trajektorie bei erfindungsgemäßer Spiral-Kodierung,
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4 zeigt
schematisch die Gewinnung einer unterabtastenden zweiten k-Raum-Trajektorie aus
einer unterabtastenden ersten k-Raum-Trajektorie durch Punktspiegelung,
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5 zeigt
schematisch eine unterabtastende k-Raum-Trajektorie mit Voll- bzw. Überabtastung im
Bereich des Zentrums der k-Matrix.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Magnetresonanz-Bildgebungs-
bzw. Kernspintomographiegerätes
nach dem Stand der Technik 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 Unterstüt zung
der Homogenitätsanforderungen
und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden
an geeigneter Stelle so genannte 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 23 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. Aufgrund 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,
wobei die Abtastung auf Basis einer oder mehrerer ineinander geschachtelter
bzw. zueinander versetzter Spiraltrajektorien erfolgt (in 2 sind
beispielsweise zwei Spiraltrajektorien in Form einer gestrichelten
und einer durchgezogenen Spirallinie dargestellt).
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Um
die k-Raumdaten durch eine Fouriertransformation in ein MRT-Bild
zu transformieren, muss der gesamte Spiraldatensatz auf ein kartesisches
Gitter projiziert werden (ein solches ist in den 2, 3 und 5 hinterlegt
dargestellt). Die Gitterkonstante des Gitterrasters wird dabei durch den
Abstand der Spirallinien zueinander sowie die Größe des k-Raums bestimmt. Durch
ein Näherungsverfahren
(Interpolationsverfahren) werden die Werte der Gitterkreuzungspunkte
aufgrund der nächstgelegenen
Punkte im Spiraldatensatz interpoliert.
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Die
Rekonstruktion mittels Fouriertransformation im Ortsraum würde zwar
ein anatomisches Bild ergeben, welches aber das eingangs erwähnte bei
Spiralkodierung übliche "blurring" aufweisen würde.
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Um
das "blurring" zu unterdrücken soll
es erfindungsgemäß möglich sein,
eine Spiral-Sequenz – entweder über eine
weitere Benutzer-Eingabe oder automatisch – derart zu modifizieren, dass
nur ein reduzierter Teil der der Ausgangssequenz zugrunde liegenden
k-Matrix spiralförmig
abgetastet bzw. durchlaufen wird – man spricht in diesem Zusammenhang
auch von "Unterabtastung". Eine solche reduzierte
Spiralabtastung ist in 3 dargestellt. Die Reduktion
erfolgt erfindungsgemäß dadurch,
dass der Abstand der Spirallinien zueinander z.B. verbreitert wird
bzw. eine oder mehrere Spiralen ausgelassen werden. In 3 ist
beispielsweise nur die durchgezogene Spirale aus 2 dargestellt;
die gestrichelte Spirale aus 2 wurde
ausgelassen. Auf diese Weise wird beispielsweise die Abtastdauer
um einen Faktor von ungefähr
2 verkürzt.
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Die
vorliegende Erfindung macht es sich zunutze, dass das Abtastverhalten
bei einer Spiralkodierung dem einer radialsymmetrischen Abtastung ähnlich ist.
Das erfinderische Prinzip basiert auf der Tatsache, dass symmetrisch
zum k-Raum Zentrum gespiegelte Punkte identische Information besitzen, d.h.
am Zentrum Z der k-Matrix gespiegelte Punkte sind zueinander komplex
konjugiert. Betrachtet man beispielsweise eine Spiralabtastung mit
zwei ineinander verschachtelten Spiral-Trajektorien (engl.: 2-interleave-spiral-experiment),
so können
die Messwerte der einen Spirale (des einen Spiralarms) rein rechnerisch
durch komplexe Konjugation gewonnen werden. In anderen Worten: das
entsprechende Bild kann allein aus den Daten des ersten oder aber
aus den Daten des zweiten Spiralarmes vollständig rekonstruiert werden.
In 4 ist das Rekonstruktionsverfahren anhand von
vier Punkten A, B, C und D veranschaulicht. Die Punkte werden am
Zentrum Z gespiegelt und auf die Punkte A', B',
C' und D' abgebildet. Die
Spiegelung bzw. Abbildung aller Punkte der durchgezogenen Spiraltrajektorie
liefert letztlich eine zweite Spiraltrajektorie (gestrichelt gezeichnet) durch
die in Kombination mit der ersten Spiraltrajektorie ein vollständiger Datensatz
erhalten wird.
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Allerdings
treten bei Spiralabtastungen generell in der Realität Phasenvariationen über die
gesamte k-Matrix auf, die sich mathematisch in einem Abweichen von
dem komplexkonjugierten Verhalten artikulieren und zu weiteren Artefakten über das
gesamte rekonstruierte Bild hinweg führen. Dieser Problematik kann
erfindungsgemäß dadurch
abgeholfen werden, dass bei erfindungsgemäßer spiralförmiger Unterabtastung die Unterabtastung
im Bereich des Zentrums der k-Matrix unterbleibt und eine vollständige Abtastung – wenn nicht
sogar eine Überabtastung – erfolgt.
Eine solche "inhomogene" Spirale (engl.: variable
density spiral) ist in 5 dargestellt. Eine variable-density-Spiral-Trajektorie
ermöglicht
bekannte Phasenkorrektur-Verfahren, wie beispielsweise die in der
partiellen-Fourier-Technik (engl. partial fourier technique) eingesetzten
Margosian- oder Pocs-Algorithmen anhand eines niedrig aufgelösten Bildes.
Vorteilhafterweise verursacht eine solche variable-density-Spiral-Trajektorie
typischerweise eine nur unwesentlich längere Auslesezeit und kann
daher problemlos implementiert werden.
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Zusammengefasst
besteht das erfindungsgemäße Verfahren
darin, den Auslesezug vorteilhaft zu verkürzen um damit die Bildqualität in der
Spiral-Abtastung deutlich zu verbessern. Gleichzeitig bewirkt das
erfindungsgemäße Verfahren
eine signifikante Erhöhung
der zeitlichen Auflösung.
Das erfindungsgemäße Verfahren
stellt keine erhöhten
Anforderungen an die Hardware. Die Erhöhung an Rechenaufwand und der
damit verbundenen Steigerung der Rechnerleistung ist unerheblich.