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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.
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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 Messzeiten 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 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).
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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 3 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.
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Ein
solches Verfahren ist beispielsweise aus
DE 43 43 023 C1 bekannt,
bei dem ein Projektionsdatensatz durch fortschreitende Drehung des
Auslesegradienten aufgenommen wird. Ferner offenbart
DE 43 43 023 C1 auch Verfahrensschritte,
wobei der Projektionsdatensatz auf Gitterpunkte eines kartesischen
Gitters mit einer bestimmten Gitterkonstanten transformiert wird.
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Eine
Umwandlung des aufgenommenen Projektionsdatensatzes in ein solches
Gitterraster eines kartesischen Koordinatensystems ist in 4 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 Gitterkreuzungs punkte
aufgrund der nächstgelegenen
Punkte im Projektionsdatensatzes interpoliert. Jede Projektion im
k-Raum hat einen Winkelabstand Δα, 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.
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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.
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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
er halten. Das FOV wird gemäß dem Faktor
2π/k durch
die Größe des betrachteten k-Raums
festgelegt.
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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.
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So
offenbart
US 6,289,232
B1 beispielsweise ein Verfahren zur Bestimmung der Spulen-Sensitivitäten von
Oberflächen-Spulen-Arrays im Rahmen beliebiger
PPA-Verfahren, bei dem zusätzliche
Linien (sogenannte ACS-Signale, engl.: Auto-Calibration-Signals) im zentralen
k-Raum aufgenommen werden. Dieses Daten-Set wird dann zu einem Bild
mit kompletten Field-of-View und mit geringer Auflösung (Fourier-)
transformiert aus dem schließlich
die Spulen-Sensitivitäten
bestimmt werden. 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.
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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.
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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.
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Dabei
wird die Gitterkonstante des ersten kartesischen Gitters durch den
Schrittwinkel und die Größe des k-Raumes
definiert.
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Insbesondere
wird bei Verdoppeln des Schrittwinkels die Größe des zentralen Bereichs durch
Halbierung des Durchmessers des vollständigen Projektionsdatensatzes
festgelegt.
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Gleichermaßen wird
bei Verdoppeln des Schrittwinkels die Gitterkonstante des zweiten
kartesischen Gitters halb so groß wie die Gitterkonstante des
ersten kartesischen Gitters festgelegt.
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Die
Rekonstruktion des Ergebnisbildes nach der Verknüpfung der aus dem Referenzdatensatz
berechneten Spulensensitivitäten
der Komponentenspulen mit dem Nutzdatensatz erfolgt durch Fourier-Transformation.
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Vorteilhafterweise
sind die Komponentenspulen in beiden k-Raum-Richtungen angeordnet.
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Von
weiterem Vorteil ist eine Anordnung der Komponentenspulen auf einem
Ring um die zu messende Schicht und in der Ebene derselben.
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Erfindungsgemäß wird ferner
ein Kernspintomographiegerät
zur Durchführung
dieses Verfahrens vorgeschlagen.
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Ferner
wird gemäß der Erfindung
ein Computersoftwareprodukt vorgeschlagen, das ein obiges Verfahren
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 Abbildungen näher
erläutert.
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1 zeigt
ein Kernspintomographiegerät gemäß der vorliegenden
Erfindung,
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2 zeigt
ein Flussdiagramm einer ersten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens.
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3 zeigt
ein Flussdiagramm einer zweiten Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens.
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4 zeigt
einen typischen Datensatz für Projektionsrekonstruktion
im k-Raum (Projektionsdatensatz),
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5 zeigt
den Projektionsdatensatz und ein kartesisches Gitter, auf das der
Projektionsdatensatz projiziert werden soll,
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6 zeigt
einen Projektionsdatensatz mit reduziertem Schrittwinkel (reduzierter
Projektionsdatensatz), auf den ein kartesisches Gitter mit entsprechend
erhöhter
Gitterkonstante gelegt ist,
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7 zeigt
den (um den Faktor 2) reduzierten Projektionsdatensatz, in dessen
Zentrum (Durchmesser/2) ein kartesisches Gitter mit ursprünglicher Gitterkonstante
gelegt worden ist.
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8 zeigt
den zentralen Bereich des reduzierten Projektionsdatensatzes, auf
den das kartesische Gitter mit ursprünglicher Gitterkonstante gelegt worden
ist.
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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 Homogeni tät 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. 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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Im
Folgenden wird nun anhand des Flussdiagramms in 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 1 gezeigten
Magnetresonanzgerät
realisiert ist, basiert grob auf folgender in 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.
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Das
Resultat ergibt ein Bild der k-Raumdaten, wie es in 6 dargestellt
ist.
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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 Git ter transformiert, dessen Gitterkonstante
der höheren
Auflösung
des reduzierten Projektionsdatensatzes in diesem zentralen Bereich
entspricht.
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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.
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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.
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Anhand 2 wurde
ein Verfahren beschrieben, mit dem die Rekonstruktion der fehlenden
Datensätze
im k-Raum erfolgt. Der Schritt S4 erfolgte gemäß 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 2)
sondern im Bildraum (Verfahren gemäß 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.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren
soll nun noch einmal anhand der 4 bis 8 im
Detail veranschaulicht werden.
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In 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.
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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 entspre chend angeordnete Komponentenspulen (Array-Spulen) sowie
die Information über
deren Empfindlichkeitsprofile.
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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.
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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.
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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.
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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 Projektionsda tensatzes
auf ein bezüglich
der Auflösung
an den Projektionsdatensatz angepasstes kartesisches Gitter im Zentrum
des k-Raumes transformiert
wird.
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Der
Ausschnitt dieses zentralen Bereichs des reduzierten Projektionsdatensatz
ist in 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 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.