DE10201063A1

DE10201063A1 - Gerät und Verfahren zur PPA-Magnetresonanzbildgebung

Info

Publication number: DE10201063A1
Application number: DE10201063A
Authority: DE
Inventors: Jianmin Wang
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2002-01-14
Filing date: 2002-01-14
Publication date: 2003-07-31
Anticipated expiration: 2022-01-15
Also published as: DE10201063B4; US20030164701A1; US6828788B2

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung sowie ein Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens auf Basis einer partiellen parallelen Akquisition (PPA) für Projektionsrekonstruktion durch Anregung von Kernspins und Messung von die angeregten Spins anzeigenden Hochfrequenz-Signale in Form von Projektionsdatensätzen. Dabei weist das Verfahren folgende Schritte auf: DOLLAR A - Unterabtastung des k-Raums mittels Komponentenspulen und Bilden eines vollständigen Projektionsdatensatzes durch fortschreitende Drehung des Auslesegradienten und einen feste Schrittwinkel, DOLLAR A - Erstellung eines kartesischen Nutzdatensatzes durch Transformation des Projektionsdatensatzes auf Gitterpunkt eines ersten kartesischen Gitters mit einer ersten Gitterkonstante, DOLLAR A - Erstellen eines kartesischen Referenzdatensatzes durch Transformation eines zentralen Bereichs des Projektionsdatensatzes auf ein zweites kartesisches Gitter, dessen Gitterkonstante kleiner ist als die des ersten Gitters, DOLLAR A - Berechnung der Sensitivitäten der Komponentenspulen auf Basis des Referenzdatensatzes und DOLLAR A - Rekonstruktion eines vollständigen Ergebnisbildes auf Basis einer Verknüpfung der berechneten Sensivitäten der Komponentenspulen mit dem Nutzdatensatz.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomografie (Synonym: Magnetresonanztomografie - MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Kernspinntomografiegerät sowie ein Verfahren zum Betreiben eines solchen, bei dem eine sogenannte "teilweise parallele Akquisition (Engl.: Partially Parallel Acquisition - PPA) für Projektionsrekonstruktionen verwendet wird, wobei eine verbesserte Akquisition der Empfindlichkeitsprofile der Arrayspulen erfolgt.
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 Spinnecho- und Gradientenecho-Frequenzen, die bei Messzeiten in der Größenordnung von Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.
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.
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.
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 Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalb der Schicht, üblicherweise die y-Achse).
Im Folgenden wird ein in Polarkoordinaten dargestellter k- Raum angenommen, der projektionsweise abgetastet wird. Die Daten einer einzelnen k-Raum-Zeile in Form einer Projektion werden beim Auslesen mittels eines Gradienten frequenzkodiert. In einem Akquisitionsverfahren für Projektionsrekonstruktionen wird ein Gradient verwendet, der nicht im kartesischen Format Zeile für Zeile abtastet, sondern um die Probe rotiert. Man erhält so bei jedem Messschritt eine Projektion aus einer bestimmten Richtung durch die gesamte Probe hindurch und somit einen typischen Datensatz für die Projektionsrekonstruktion im k-Raum, wie er in Fig. 5 dargestellt ist. Die Gesamtheit der Punkte entsprechend den aufgenommenen Daten im k-Raum wird im Folgenden als Projektionsdatensatz bezeichnet. Um wie bereits oben erwähnt die k-Raum-Daten durch eine Fourier-Transformation in ein MRT-Bild zu transformieren, muss der gesamte Projektionsdatensatz auf ein kartesisches Gitter projiziert werden. Eine Umwandlung des aufgenommenen Projektionsdatensatzes in ein solches Gitterraster eines kartesischen Koordinatensystems ist in Fig. 5 dargestellt. Die Gitterkonstante des Gitterrasters wird dabei durch den Projektionswinkel sowie die Größe des k-Raums bestimmt. Durch ein Näherungsverfahren (Interpolationsverfahren) werden die Werte der Gitterkreuzungspunkte aufgrund der nächstgelegenen Punkte im Projektionsdatensatzes interpoliert. Jede Projektion im k-Raum hat einen Winkelabstand Act, der durch einen Phasenkodierschritt des rotierenden Gradienten erzeugt wird. Da die Phasenkodierung im Vergleich zu den anderen Ortskodierungen entlang der Projektionsachse viel Zeit in Anspruch nimmt, basieren die meisten Verfahren zur Verkürzung der Bildmesszeit auf einer Verringerung der Anzahl an zeitaufwendigen Phasenkodierschritten. Alle Methoden der sogenannten "teilweise parallelen Akquisition, im weiteren Verlauf mit PPA (Engl.: partially parallel acquisition) abgekürzt), basieren im Wesentlichen auf obigen Ansatz.
Der Grundgedanke bei der PPA-Bildgebung ist dabei, dass die k-Raum-Daten nicht von einer Einzelspule, sondern von beispielsweise ringförmig um das Objekt angeordneten Komponentenspulen aufgenommen werden. Jede der räumlich unabhängigen Spulenarrays trägt gewisse räumliche Informationen, welche genutzt werden, um durch eine Kombination der simultan akquirierten Spulendaten eine vollständige Ortskodierung zu erreichen. Das bedeutet, dass aus einer einzigen aufgenommenen k- Raum-Projektion mehrere "ausgelassene" Projektionen im k-Raum bestimmt werden können.
PPA-Verfahren verwenden also räumliche Informationen, die in den Komponenten einer Spulenanordnung enthalten sind, um partiell die zeitaufwendige Weiterschaltung des rotierenden Gradienten zu ersetzen. Dadurch wird die Bildmesszeit entsprechend dem Verhältnis von Anzahl der Projektionen des reduzierten Projektionsdatensatzes zur Anzahl der Zeilen des konventionellen (also vollständigen) Datensatz reduziert. In einer typischen PPA-Akquisition wird im Vergleich zu der herkömmlichen Akquisition nur ein Bruchteil (1/2, 1/3, 1/4, etc.) der Projektionen akquiriert. Es wird dann eine spezielle Rekonstruktion auf die Projektionsdaten angewandt, um die fehlenden Projektionen zu rekonstruieren und damit das volle Field of View (FOV)-Bild in einem Bruchteil der Zeit zu erhalten. Das FOV wird gemäß dem Faktor 2π/k durch die Größe des betrachteten k-Raums festgelegt.
Während verschiedene PPA-Verfahren (SMASH, SENSE) auf vielen Gebieten der MRT erfolgreich eingesetzt werden, besteht der Nachteil dieser Methoden darin, dass die komplexe Spulensensibilität jeder einzelnen Komponentenspule exakt bekannt sein muss. Bisher werden die Spulenprofile mit zusätzlichen Messschritten gewonnen. Diese zusätzlichen Messschritte können aus einer zusätzlichen Sequenz (z. B. einer 3D-Sequenz) bestehen oder in die eigentliche Messsequenz integriert werden. Der Nachteil der bisherigen Verfahren besteht somit allgemein in einer Verlängerung der Messdauer.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, die Gesamtmesszeit eines parallelen Akquisitionsverfahrens für Projektionsrekonstruktionen zu verkürzen. Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter. Dabei soll insbesondere die Erfassungszeit für die Spulensensitivitäten verringert werden.
Erfindungsgemäß wird also ein Verfahren zur Magnetresonanzbildgebung auf Basis einer partiellen parallelen Akquisition (PPA) für Projektionsrekonstruktionen durch Anregung von Kernspins und Messung von den angeregten Spins anzeigenden Hochfrequenzsignale in Form von Projektionsdatensätzen beansprucht, wobei das Verfahren folgende Schritte aufweist:

- Unterabtastung des k-Raumes mittels Komponentenspulen, und Bilden eines vollständigen Projektionsdatensatzes durch fortschreitende Drehung des Auslesegradienten und einen festen Schrittwinkel,
- Erstellung eines kartesischen Nutzdatensatzes durch Transformation das Projektionsdatensatzes auf Gitterpunkte eines ersten kartesischen Gitters mit einer ersten Gitterkonstante,
- Erstellen eines kartesischen Referenzdatensatzes durch Transformation eines zentralen Bereichs des Projektionsdatensatzes auf ein zweites kartesisches Gitter, dessen Gitterkonstante kleiner ist als die des ersten Gitters,
- Berechnung der Sensitivitäten der Komponentenspulen auf Basis des Referenzdatensatzes, und
- Rekonstruktion eines Ergebnisbildes auf Basis einer Verknüpfung der berechneten Spulensensitivitäten der Komponentenspulen mit dem Nutzdatensatz.

Dabei wird die Gitterkonstante des ersten kartesischen Gitters durch den Schrittwinkel und die Größe des k-Raumes definiert.
Insbesondere wird bei Verdoppeln des Schrittwinkels die Größe des zentralen Bereichs durch Halbierung des Durchmessers des vollständigen Projektionsdatensatzes festgelegt.
Gleichermaßen wird bei Verdoppeln des Schrittwinkels die Gitterkonstante des zweiten kartesischen Gitters halb so groß wie die Gitterkonstante des ersten kartesischen Gitters festgelegt.
Die Rekonstruktion des Ergebnisbildes nach der Verknüpfung der aus dem Referenzdatensatz berechneten Spulensensitivitäten der Komponentenspulen mit dem Nutzdatensatz erfolgt durch Fourier-Transformation.
Vorteilhafterweise sind die Komponentenspulen in beiden k- Raum-Richtungen angeordnet.
Von weiterem Vorteil ist eine Anordnung der Komponentenspulen auf einem Ring um die zu messende Schicht und in der Ebene derselben.
Erfindungsgemäß wird ferner ein Kernspintomographiegerät zur Durchführung dieses Verfahrens vorgeschlagen.
Ferner wird gemäß der Erfindung ein Computersoftwareprodukt vorgeschlagen, das ein obiges Verfahren implementiert, wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät verbundenen Recheneinrichtung läuft.
Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Abbildungen näher erläutert.
Fig. 1 zeigt ein Kernspintomographiegerät gemäß der vorliegenden Erfindung,
Fig. 2 zeigt ein Flussdiagramm einer ersten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens.
Fig. 3 zeigt ein Flussdiagramm einer zweiten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens.
Fig. 4 zeigt einen typischen Datensatz für Projektionsrekonstruktion im k-Raum (Projektionsdatensatz),
Fig. 5 zeigt den Projektionsdatensatz und ein kartesisches Gitter, auf das der Projektionsdatensatz projiziert werden soll,
Fig. 6 zeigt einen Projektionsdatensatz mit reduziertem Schrittwinkel (reduzierter Projektionsdatensatz), auf den ein kartesisches Gitter mit entsprechend erhöhter Gitterkonstante gelegt ist,
Fig. 7 zeigt den (um den Faktor 2) reduzierten Projektionsdatensatz, in dessen Zentrum (Durchmesser/2) ein kartesisches Gitter mit ursprünglicher Gitterkonstante gelegt worden ist.
Fig. 8 zeigt den zentralen Bereich des reduzierten Projektionsdatensatzes, auf den das kartesische Gitter mit ursprünglicher Gitterkonstante gelegt worden ist.
Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung eines Magnet-Resonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. 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.
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 G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
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.
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.
Im Folgenden wird nun anhand des Flussdiagramms in Fig. 2 eine erste Variante des erfindungsgemäßen Verfahren der partiellen parallelen Akquisition (PPA) vorgestellt, das dazu dient, unter Verwendung einer um das Objekt angeordneten HF- Spulenanordnung zur räumlichen Kodierung, die Bildakquisition dadurch zu beschleunigen, dass Referenzmessungen zur Ermittlung der Spulensensitivitäten vermieden werden. Diese Technik, wie sie beispielsweise in dem in der Fig. 1 gezeigten Magnetresonanzgerät realisiert ist, basiert grob auf folgender in Fig. 2 schematisch gezeigten Vorgehensweise:
In Schritt 1 erfolgt eine Unterabtastung des k-Raums durch Messung eines reduzierten Projektionsdatensatzes. Die Messung erfolgt durch eine fortschreitende Drehung des Auslesegradienten bei einem festen Schrittwinkel. Die projektionsförmige Abtastung des k-Raumes erfolgt mittels Komponentenspulen, die um das Objekt in beiden Richtungen des k-Raumes bzw. ringförmig um das Objekt angeordnet sind. Der Schrittwinkel ist so bemessen, dass eine Unterabtastung des k-Raumes durch die Komponentenspulen erfolgt.
Das Resultat ergibt ein Bild der k-Raumdaten, wie es in Fig. 6 dargestellt ist.
In den folgenden Schritten S2 und S3 werden jeweils ein kartesischer Nutzdatensatz sowie ein kartesischer Referenzdatensatz durch Transformation des Projektionsdatensatzes bzw. eines Ausschnitts daran auf unterschiedliche Gitter erzeugt. In Schritt S2 erfolgt die Projektion auf ein erstes kartesisches Gitter mit einer Gitterkonstante, die der Auflösung des reduzierten Projektionsdatensatzes in seinem äußersten Bereich entspricht. In Schritt S3 wird nur der zentrale Bereich des reduzierten Projektionsdatensatzes auf ein kartesisches Gitter transformiert, dessen Gitterkonstante der höheren Auflösung des reduzierten Projektionsdatensatzes in diesem zentralen Bereich entspricht.
Die Schritte S2 und S3 werden vom Anlagenrechner 20 durchgeführt. Die Reihenfolge der Schritte S2 und S3 ist nicht von Bedeutung, sie können auf dem Rechner auch gleichzeitig erfolgen. Um einen niedrig aufgelösten Referenzdatensatz zu erhalten, aus dem schließlich die einzelnen Spulensensitivitätsprofile der Komponentenspulen berechnet werden können, genügt es also, nur einen Ausschnitt wie beispielsweise den zentralen Bereich des reduzierten Projektionsdatensatz auf ein kartesisches Gitter entsprechender Auflösung zu transformieren. Eine hohe Auflösung der Sensitivitäten der Komponentenspulen wie sie beispielsweise durch eine Transformation des gesamten Projektionsdatensatzes auf ein entsprechendes kartesisches Gitter erfolgen müsste, ist nicht notwendig, da die Sensitivitäten der Komponentenspulen zeitlich keine starke Änderung aufweisen.
In einem weiteren Schritt S4 werden Referenzdatensatz und Nutzdatensatz verknüpft. Durch eine Ergänzung des niedrig aufgelösten Projektionsdatensatzes mit dem Referenzdatensatz kann ein hoch aufgelöstes Bild im k-Raum berechnet werden. In Schritt S5 findet die Fourier-Transformation des hoch aufgelösten Bildes im k-Raum statt, wodurch gemäß Schritt S6 ein MRT-Bild erzeugt wird.
Anhand Fig. 2 wurde ein Verfahren beschrieben, mit dem die Rekonstruktion der fehlenden Datensätze im k-Raum erfolgt. Der Schritt S4 erfolgte gemäß Fig. 2 vor der Fouriertransformation. Gemäß einer zweiten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht eine weitere Möglichkeit nun darin, die Rekonstruktion nicht im k-Raum (Verfahren gemäß Fig. 2) sondern im Bildraum (Verfahren gemäß Fig. 3) durchzuführen. Dabei werden nach den Schritten S2 und S3 jeweils getrennte Fouriertransformationen, sowohl für das grobe Gitter S7 als auch für das feine Gitter S8 durchgeführt. Es werden dabei MRT-Bilder mit jeweils unterschiedlichem Charakter erhalten. Die Bilder die mittels Schritt S7 erhalten werden sind hochaufgelöst, besitzen jedoch Einfaltungen, da der k-Raum gemäß S1 und S2 schließlich unterabgetastet wurde. Die Bilder die mittels Schritt S8 erhalten werden, besitzen zwar keine Einfaltungen, haben aber niedrige Auflösung, da gemäß S1 und S3 nur Daten aus dem Zentrum des k-Raums berücksichtigt wurden. Gemäß Schritt S9 können jedoch aus beiden Bildersätzen unter Berücksichtigung der Sensitivitäten der Komponentenspulen hochauflösende MRT-Bilder ohne Einfaltungen berechnet werden.
Das erfindungsgemäße Verfahren soll nun noch einmal anhand der Fig. 4 bis 8 im Detail veranschaulicht werden.
In Fig. 4 ist ein typischer Datensatz für eine vollständige Projektionsrekonstruktion im k-Raum dargestellt. Die Punkte entsprechen den aufgenommenen Daten im k-Raum. Dieses Bild des Projektionsdatensatzes entsteht durch eine schrittweise Drehung des Auslesegradienten von 0° bis 180°. Dadurch wird der gesamte k-Raum abgetastet. Die Dichte der einzelnen Auslesepunkte legt den radialen Abstand fest, der bei allen Projektionen gleich ist. Dieser radiale Abstand der Punkte, der auch als Dichte der einzelnen Punkte ("Readouts") bezeichnet wird, kann beliebig erhöht werden, ohne dass die Messzeit dabei merklich erhöht wird. Der Schrittwinkel des Auslesegradienten aber, der die Anzahl der Projektionsschritte definiert, ist der zeitrelevante Faktor.
Durch eine Vergrößerung des Schrittwinkels kann die Abtastzeit des gesamten k-Raums wesentlich verringert werden. Allerdings führt eine Vergrößerung des Schrittwinkels zu einer Unterabtastung des k-Raums wodurch nach einer Fourier-Transformation der k-Raumdaten im MRT-Bild störende Einfaltungen entstehen. Mit der parallelen Akquisitionstechnik aber kann der unterabgetastete Datensatz im k-Raum wieder einfaltungsfrei rekonstruiert werden. Voraussetzung dafür sind entsprechend angeordnete Komponentenspulen (Array-Spulen) sowie die Information über deren Empfindlichkeitsprofile.
Gemäß der vorliegenden Erfindung werden letztere eben nicht durch eine zeitaufwendige Referenzmessung gewonnen, wie es im Stand der Technik üblich ist, sondern durch Berechnung aus einem rechnerisch ermittelten niedrig aufgelösten Referenzdatensatz.
Um die Fourier-Transformation, die letztendlich das eigentliche MRT-Bild liefert, durchführen zu können, müssen die aufgenommenen Daten im k-Raum auf ein kartesisches Gitter projiziert werden. Dieses Vorgehen nennt man "Griding". Die Gitterkonstante des kartesischen Gitters muss dem Schrittwinkel des Auslesegradienten sowie der Größe des k-Raumes entsprechen.
Fig. 6 zeigt nun, wie gemäß dem PPA-Verfahren ein Projektionsdatensatz mit reduziertem Schrittwinkel erzeugt wird. Die Reduktion des Schrittwinkels, in diesem Beispiel um den Faktor 2, verringert die Akquisitionszeit der aufgenommenen Daten im k-Raum um die Hälfte. Um das kartesische Gitter, auf das der reduzierte Projektionsdatensatz transformiert werden soll, an die Auflösung des Projektionsdatensatzes anzupassen, muss der Abstand zwischen den benachbarten Gitterpunkten entsprechend um den Faktor 2 erhöht werden. Die Folge ist ein unterabgetastetes Bild im k-Raum, das auf ein entsprechend vergröbertes Gitter transformiert worden ist. Die Information, die zu einer vollständigen hochaufgelösten Darstellung des Objektes im k-Raum erforderlich ist, muss nun durch die ortsabhängig angeordneten Arrayspulen ermittelt werden. Dazu werden deren Empfindlichkeitsprofile benötigt.
Um eine zeitaufwendige Messung der Spulensensitivitäten zu vermeiden, ist es gemäß der Erfindung vorgesehen, einen Referenzdatensatz mit niedriger Auflösung dadurch zu erzeugen, dass nur der zentrale Bereich des reduzierten Projektionsdatensatzes auf ein bezüglich der Auflösung an den Projektionsdatensatz angepasstes kartesisches Gitter im Zentrum des k- Raumes transformiert wird.
Der Ausschnitt dieses zentralen Bereichs des reduzierten Projektionsdatensatz ist in Fig. 8 vergrößert dargestellt. Der Datensatz aus diesem zweiten Griding findet nun als Referenzdatensatz Verwendung aus dem die Gewichtungsfaktoren der Empfindlichkeitsprofile der einzelnen Arrayspulen berechnet werden. In Fig. 7 ist der Bereich im Zentrum des k-Raumes mit dem entsprechend angepassten kartesischen Gitter dargestellt. Zusammen mit dem unterabgetasteten Datensatz im k-Raum der durch Transformation auf das entsprechend gröbere Gitter einen Nutzdatensatz darstellt, können so hochaufgelöste Bilder im k-Raum rekonstruiert werden, nach deren Fourier-Transformation ein hochaufgelöstes MRT-Bild erzeugt werden kann.

Claims

1. Verfahren zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer partiellen parallelen Akquisition (PPA) für Projektionsrekonstruktion durch Anregung von Kernspins und Messung von die angeregten Spins anzeigenden Hochfrequenz-Signale in Form von Projektionsdatensätzen, wobei das Verfahren folgende Schritte aufweist:

- Unterabtastung des k-Raums mittels Komponentenspulen, und Bilden eines vollständigen Projektionsdatensatzes durch fortschreitende Drehung des Auslesegradienten und einen festen Schrittwinkel,

- Erstellung eines kartesischen Nutzdatensatzes durch Transformation des Projektionsdatensatzes auf Gitterpunkte eines ersten kartesischen Gitters mit einer ersten Gitterkonstante,

- Erstellen eines kartesischen Referenzdatensatzes durch Transformation eines zentralen Bereichs des Projektionsdatensatzes auf ein zweites kartesisches Gitter, dessen Gitterkonstante kleiner ist als die des ersten Gitters,

- Berechnung der Sensitivitäten der Komponentenspulen auf Basis des Referenzdatensatzes, und

- Rekonstruktion eines vollständigen Ergebnisbildes auf Basis einer Verknüpfung der berechneten Sensitivitäten der Komponentenspulen mit dem Nutzdatensatz.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Gitterkonstante des ersten kartesischen Gitters durch den Schrittwinkel und die Größe des k-Raums definiert wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass bei Verdoppeln des Schrittwinkels die Größe des zentralen Bereichs durch Halbierung des Durchmessers des vollständigen Projektionsdatensatzes festgelegt wird.

4. Verfahren nach Anspruch 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass bei Verdoppeln des Schrittwinkels die Gitterkonstante des zweiten kartesischen Gitters halb so groß ist wie die Gitterkonstante des ersten kartesischen Gitters.

5. Verfahren nach Anspruch 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Rekonstruktion des Ergebnisbildes nach der Verknüpfung der berechneten Spulensensitivitäten der Komponentenspulen mit dem Nutzdatensatz durch Fourier-Transformation erfolgt.

6. Verfahren nach Anspruch 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Komponentenspulen in beiden k-Raumrichtungen angeordnet sind.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Komponentenspulen auf einem Ring um die zu messende Schicht und in der Ebene derselben angeordnet sind.

8. Kernspintomographiegerät mit einem Rechner zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 7.

9. Computersoftware-Produkt, dadurch gekennzeichnet, dass es ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7 implementiert, wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät verbundenen Recheneinrichtung läuft.