DE69722827T2

DE69722827T2 - Gleichzeitige aufzeichnung räumlicher basisfunktionen: schnelle bilderfassung mit hilfe von radiofrequenz-spulenanordnungen

Info

Publication number: DE69722827T2
Application number: DE69722827T
Authority: DE
Inventors: Kevin Daniel SODICKSON
Original assignee: Beth Israel Deaconess Medical Center Inc; Beth Israel Hospital Association
Current assignee: Beth Israel Deaconess Medical Center Inc
Priority date: 1996-11-12
Filing date: 1997-11-05
Publication date: 2004-05-06
Anticipated expiration: 2017-11-06
Also published as: WO1998021600A1; AU5428698A; EP1243938A2; EP1015903A1; JP4044145B2; EP1015903B1; US5910728A; EP1243938A3; DE69722827D1; ES2201331T3; JP2001503662A

Description

Hintergrund
Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf die Magnetresonanz-Abbildung (MRI), unter Verwendung von kernmagnetischen (NMR-) Erscheinungen. Sie ist insbesondere auf ein Verfahren und eine entsprechende Vorrichtung zur effizienteren Erfassung und Bereitstellung von MRI-Daten zur Verwendung in mehrdimensionalen Abbildungsprozessen gerichtet.
Die MRI ist heute eine in weitem Umfang akzeptierte, medizinisch wichtige und kommerziell brauchbare Technik zur Gewinnung digitalisierter Video-Bilder, die interne Körpergewebe und Strukturen darstellen. Es gibt viele im Handel erhältliche Lösungen, und es gibt weiterhin vielfältige Veröffentlichungen, die diese und andere Lösungen bezüglich der MRI beschreiben. Viele hiervon verwenden mehrdimensionale Fourier-Transformations-Techniken, die nunmehr für den Fachmann gut bekannt sind.
Allgemein bilden MRI-Geräte ein konstantes, homogenes Magnetfeld aus, legen einen spezifischen zusätzlichen Vorspannfeld-Gradienten in einer bekannten betrachteten Ebene oder einem bekannten betrachteten Bereich an, um Kernspins auszurichten, und legen einen Hochfrequenzimpuls oder eine Folge von Impulsen an, um die Kerne zu stören. Diese Kerne in dem bekannten Vorspannfeldgradienten emittieren ein Hochfrequenzsignal in einem spezifischen Band, das durch die magnetische Feldverteilung bestimmt ist, und diese Hochfrequenz-Emissionen werden durch Empfangsspulen detektiert und als eine Zeileninformation in einer Datenmatrix gespeichert, die als die k-Raum-Matrix bekannt ist. Die vollständige Matrix wird durch aufeinanderfolgende Zyklen der Aufbereitung der Spins, ihrer Störung und des Sammelns der Hochfrequenzemissionen aufgebaut. Ein Bild wird dann aus dieser Matrix durch Fourier-Transformation erzeugt, die die in den Hochfrequenz-Schwingungen vorliegende Frequenzinformation auf eine räumliche Information umwandelt, die die Verteilung von Kernspins in dem Gewebe oder anderem abgebildeten Material darstellt.
Die Magnetresonanzabbildung hat sich als ein wertvolles klinisches Diagnose-Werkzeug in einem weiten Bereich von Organsystemen und pathophysiologischen Prozessen erwiesen. Sowohl anatomische als auch funktionelle Informationen können aus den MR-Daten gewonnen werden, und es werden weiter neue Anwendungen bei jeder Verbesserung der grundlegenden Abbildungstechnik und Technologie entwickelt. Weil technische Fortschritte die erzielbare räumliche Auflösung verbessert haben, konnten beispielsweise zunehmend feinere anatomische Einzelheiten unter Verwendung von MR abgebildet und ausgewertet werden. Gleichzeitig haben schnelle Abbildungssequenzen die Abbildungszeiten in einem derartigen Ausmaß verringert, dass viele sich bewegende Strukturen nunmehr ohne erhebliche Bewegungs-Artifakte sichtbar gemacht werden können.
In vielen Fällen gibt es jedoch einen Kompromiss zwischen der räumlichen Auflösung und der Abbildungszeit, weil eine höherer Auflösung aufweisende Bilder eine längere Erfassungszeit erfordern. Diese Abwägung zwischen räumlicher und zeitlicher Auflösung ist insbesondere bei der Herz-MR von Bedeutung, bei der feine Einzelheiten der Herzkranzarterien-Anatomie beispielsweise auf der Oberfläche eines schnell schlagenden Herzens unterschieden werden müssen. Ein eine hohe Auflösung aufweisendes Bild, das über einen großen Bruchteil des Herzzyklus erfasst wird, wird durch die Herzgesamtbewegung verwischt und verzerrt, während ein sehr schnelles Bild möglicherweise nicht die Auflösung hat, die erforderlich ist, um den Verlauf und das Verhalten von Herzkranzarterien zu verfolgen. Einige der schnellsten Abbildungsfolgen, die derzeit realisiert werden, wie zum Beispiel die planate Echoabbildung (EPI), nähern sich lediglich dem Ziel der Erzeugung von Bildern mit annehmbarer Auflösung in einem in geeigneter Weise kurzen Bruchteil des Herzzyklus an. Andere Lösungen haben ebenfalls versucht, die Wirkungen der Herzbewegung zu beseitigen, unter Einschluss der k-Raum-Segmentierung, bei der die Bilderfassung über mehrere Herzzyklen mit einer EKG-Torsteuerung aufgeteilt wird, um sicherzustellen, dass sich das Herz während der Erfassung jedes Segments in der gleichen Phase einer Systole oder Diastole befindet. Filmbilder von mehrfachen Herzphasen können mit dieser Technik zusammengestückelt werden, wobei teilweise Erfassungen für unterschiedliche Phasen in jedem Herzzyklus erfolgen. Ein Problem bei dieser Klasse von Techniken besteht darin, dass die Atembewegung die Position des Herzens über den Verlauf mehrerer Herzzyklen ändern kann. Teilerfassungen sind dann fehlausgerichtet und es ergeben sich Artifakte. In einem Versuch zur Beseitigung oder zum Abgleich der Atmungsbewegung wurde das Anhalten des Atmens, eine Atmungs-Torsteuerung und Navigations-Echo-Torsteuer-Techniken versucht, und jede dieser Techniken hatte einen gewissen Erfolg. Dennoch würde eine Abbildungsstrategie, die die bequeme Erfassung von eine hohe Auflösung aufweisenden Bildern innerhalb von einer oder zwei Phasen der Herzperiode ermöglichen würde, viele der Schwierigkeiten und verbleibenden Artifakte umgehen, die mit diesen Kompensations-Techniken verbunden sind.
Die Geschwindigkeit, mit der Magnetresonanz- (MR-) Bilder erfasst werden können, hat sich über das letzte Jahrzehnt hinweg bereits dramatisch vergrößert. Die Verbesserungen der Geschwindigkeit können einer Kombination von Fortschritten in den Technologien der Magnetkonstruktion und -betätigung und Neuerungen in der Abbildungsstrategie zugerechnet werden. Starke, schnell-schaltende Magnetfeld-Gradienten und schnelle Elektroniken haben es ermöglicht, dass die Intervalle zwischen Daten-Sammelvorgängen beträchtlich verringert wurden. Inzwischen haben schnelle Gradienten-Echo- und Spin-Echo-Folgen die Bildertassungszeit dadurch verringert, dass sie es ermöglichen, dass größere Teile des k-Raumes nach jeder Spin-Anregung abgetastet werden. Die planaren Echoabbildung- (EPI-), die schnellen Niedrigwinkel-Bestrahlungs (FLASH-), die Turbospin-Echo- (TSE-) und die Spiralabbildungs-Techniken ermöglichen alle sehr kurze Intervalle zwischen der Erfassung aufeinanderfolgender Daten. Die DUFIS-, DUFIS-, RUFIS- und BUKST-Familien von Folgen verringern weiter die Datenerfassungszeit dadurch, daß Zeitverzögerungen beseitigt werden, die bei der Gradientenumschaltung und der Echobildung hervorgerufen wurden. Einzelheiten der vorstehend genannten acht Techniken finden sich in den folgenden Veröffentlichungen: P. Mansfield, Multiplanar Image formation using NMR spin echoes, J. Phys. C. 10, L55–58 (1977); A. Haase, J. Frahm, D. Mattaei, W. Hanicke, K. D. Merboldt, FLASH imaging: rapid NMR imaging using Iow flip-angle pulses. J. Magn. Reson. 67, 256–266 (1986); J. L. Listerud, S. Einstein, E. Outwater, H. Y. Kressel, First principles of fast spin echo, Magn. Reson. Q. 8, 199–244 (1992); C. Meyer, B. Hu, D. Nishimura, A. Macovski, Fast spinal coronary artery imaging. Magn. Reson. Med. 28, 202–213 (1992); I. J. Lowe, R. E. Wysong, DANTE ultrafast imaging sequence (DUFIS), J. Magn. Reson. Ser. B 101, 106–109 (1993); L. Zha, I. J. Lowe, Optimized ultra-fast imaging sequence (DUFIS), Magn. Reson. Med. 33, 377–395 (1995); D. P. Madio, I. J. Lowe, Ultra-fast imaging using Iow flip angles and FIDs, Magn. Reson. Med. 34, 525–529 (1995); und J. Hennig, M. Hodapp, Burst imaging. MAGMA 1, 39–48 (1993).
Eine weitere Vergrößerung der Geschwindigkeit der MR-Abbildung stellt eine Herausforderung dar, weil die oben erwähnten schnellen Abbildungstechniken bereits eine beeindruckende Effizienz erreicht haben. Alle diese Techniken ermöglichen sehr kurze Intervalle zwischen der Erfassung aufeinanderfolgender Daten, und vergeuden daher nicht viel Zeit bei der Ansammlung der Daten für die k-Raum-Matrix, die zur Erzeugung eines Bildes erforderlich ist. In Fluss-kodierten EPI-Bildern wird beispielsweise die gesamte komplexe k-Raum-Matrix in einer einzigen Spin-Erregung gefüllt (auf die mehrfache Spin-Aufbereitungs-Zyklen folgen, was die Anwendung mehrfach abgestufter Feldgradienten bedingt), und die resultierende Bildmatrix ist in gleicher Weise mit Nutzinformation "gefüllt", die sowohl in den Real- als auch den Imaginär-Kanälen gespeichert ist. Ein gemeinsames Merkmal nahezu aller der schnellen heute verwendeten Abbildungstechniken besteht jedoch darin, dass sie alle Daten in sequentieller Weise erfassen. Unabhängig davon, ob der erforderliche Datensatz, das heißt die k- Raum-Datenmatrix, mit einem rechtwinkligen Rastermuster, einem spiralförmigen Muster, einer schnellen Folge von Zeilenabtastungen oder in irgendeiner anderen neuen Reihenfolge gefüllt wird, wird er mit einem Punkt und einer Zeile zu einer Zeit erfasst.
Das heißt, dass sich der Stand der Technik bei der schnellen MR-Abbildung auf die Vergrößerung der Geschwindigkeit der sequentiellen Erfassung durch Verringerung der Intervalle zwischen abgetasteten Zeilen konzentriert hat. Modifikationen der Impulsfolgen oder der Magnetfeldgradienten haben eine graduelle Verbesserung der Abbildungsgeschwindigkeit erreicht, indem eine schnellere sequentielle Abtastung des k-Raums ermöglicht wird, doch stehen diesen Verbesserungen Grenzen aufgrund der Intervalle entgegen, die erforderlich sind, um die Magnetfelder oder -signale, die bei der Datenerfassung auftreten, zu schaffen, umzuschalten oder zu messen. Es erscheint daher als schwierig, eine sequentielle Technik mit einer erheblich besseren Effizienz zu entwickeln als die derzeitigen schnellen Abbildungstechniken.
Bis heute wurden verschiedene schnelle Abbildungsschemas unter Verwendung einer gleichzeitigen Datenerfassung in mehrfachen RF-Wicklungen vorgeschlagen, wie dies beispielsweise in den folgenden Veröffentlichungen beschrieben ist: D. Kwiat, S. Einav, G. Navon, A decoupled coil detector array for fast image acquisition in magnetic resonance imaging, Med. Phys. 18: 251–265 (1991); D. Kwiat, S. Einav, Preliminary experimental evaluation of an inverse source imaging procedure using a decoupled coil detector array in magnetic resonance imaging, Med. Eng. Phys, 17, 257–263 (1995); J. W. Carlson, T. Minemura, Imaging time reduction through multiple receiver coil data acquisition and image reconstruction, Magn. Reson. Med. 29, 681–688 (1993) and US Patent 4,857,846; and J. B. Ra, C. Y. Rim, Fast imaging using subencoding data sets from multiple detectors, Magn. Reson. Med. 30, 142–145 (1993). Diese Lösungen ergaben die Aussicht auf wesentliche Einsparungen an Bilderfassungszeiten.
Carlson und Minemura beschreiben zweifache Erfassungszeit-Einsparungen unter Verwendung von zwei verschachtelten Körperspulen. Bei ihrer Lösung werden Teil-Datensätze gleichzeitig in den zwei Wicklungen gesammelt, einer mit homogener Empfindlichkeit und die andere mit linearen Gradienten der Empfindlichkeit. Fehlende Zeilen in dem k-Raum werden unter Verwendung einer Serien-Erweiterung der Ausdrücke anderer phasenkodierter Zeilen erzeugt. Diese Lösung unter Verwendung von Körperspulen scheint zu erfordern, dass ein erheblicher Teil der Daten für die k-Raum-Teilmatrix erfasst wird, bevor irgendeine der fehlenden Zeilen durch eine Nachverarbeitung eingefüllt werden kann, so dass es dies nicht ermöglicht, dass die fehlenden Zeilen beim Eintreffen der Daten in Echtzeit aufgebaut werden. Die Lösung verwendet Wicklungs-Empfindlichkeits-Informationen anstelle irgendeines Teils der Gradientenphasen-Kodierschritte, hat jedoch Nachteile. Die von Carlson und Minemura verwendeten Wicklungen sind Körperwicklungen, die die Überdeckung eines großen Volumens ergeben, jedoch die Gesamtempfindlichkeit verglichen mit Oberflächen-Wicklungen verringern, und es würde schwierig sein, ihre Anzahl zu vergrößern, um Zeiteinsparungen zu verwirklichen.
Die Lösung von Ra und Rim beinhaltet eine gleichzeitige Erfassungstechnik, bei der Bilder mit verringertem FOV in mehrfachen Wicklungen einer Anordnung erfasst und die Nyquist-Alias-Erscheinungen in diesen Bildern durch Bezugnahme auf Teilspulen-Empfindlichkeits-Informationen beseitigt werden. Das Verfahren der Beseitigung von Alias-Effekten beinhaltet eine Pixel-für-Pixel-Matrix-Umkehrung, um das vollständige FOV aus mehrfachen Kopien der einen Alias-Effekt aufweisenden Bilddaten zu regenerieren. Die "Unterkodierungs"-Technik von Ra und Rim beruht auf Schätzwerten von Teilspulen-Empfindlichkeiten durch effektives Untersuchen der Empfindlichkeit an jedem Pixel. Diese Pixel-für-Pixel-Lösung kann zu örtlichen Antifakten führen; beispielsweise kann die Matrix-Inversion in Bereichen mit geringer Empfindlichkeit fehlzuschlagen beginnen. Weiterhin ist das Ra & Rim-Verfahren aufgrund seiner eigentlichen Eigenart als Lösung zur Beseitigung von Alias-Effekten Pixel für Pixel rechenintensiv und auf die Nachverarbeitung beschränkt, weil alle Bilddaten vorliegen müssen, bevor die Rekonstruktion erfolgen kann.
In einem verwandten Bereich wurde die Mehrfachspulen-Signalsammlung in phasengesteuerten MR-Gruppensystemen verwendet, wie dies in den nachfolgenden Veröffentlichungen berichtet wurde: R. B. Roemer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes, S. P. Souza und O. M. Mueller, The NMR phased array, Magn. Reson. Med. 16, 192–225 (1990); C. E. Hayes and P. B. Roemer, Noise correlations in data simultaneously acquired from multiple surface coil arrays, Magn. Reson. Med. 16, 181–191 (1990); C. E. Hayes, N. Hattes und P. B. Roemer, Volume imaging with MR phased arrays, Magn. Reson. Med. 18, 309–319 (1991). Der vergrößerte Informationsgehalt der mehrfachen empfangenen Signale in derartigen Systemen wurde zur Vergrößerung des Signal-/Stör-Verhältnisses (SNR) von MR-Bildern verwendet. Seit ihrer anfänglichen Beschreibung haben phasengesteuerte Gruppen eine zunehmende Verwendung in der klinischen MR-Abbildung gefunden. Beispielsweise haben die Verbesserungen des SNR, die sich bei phasengesteuerten Gruppen ergeben, beträchtliche Fortschritte bei Lungengefäß-Untersuchungen ermöglicht, wie dies von TKF Foo, J. R. MacFall, C. E. Hayes, H. D. Sostman und B. E. Slayman, "Pulmonary vasculature: single breath-hold MR imaging with phased array coils", Radiology 183, 473–477 (1992) berichtet wurde. Dennoch haben sich mit wenigen merkbaren Ausnahmen die meisten phasengesteuerten Gruppen-Anwendungen mit der vergrößerten Empfindlichkeit befasst, wobei wenig Anstrengungen hinsichtlich einer Verbesserung der Geschwindigkeit der Bilderfassung oder der Auflösung gemacht wurden.
Zusammenfassung der Erfindung
Ein MRI-System gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet ein Datensammelsystem mit mehrfachen Spulen, um einen gewissen Teil der reziproken Raum-Matrix parallel anstatt von sequentiell in der Zeit zu erfassen. Signale werden von mehrfachen Hochfrequenz-Spulen gewonnen, die jeweils eine unterschiedliche Position bezüglich des abgebildeten Volumens einnehmen, und die daher jeweils unterschiedliche, jedoch sich zumindest teilweise überlappende, räumliche Empfindlichkeiten aufweisen. Die mehrfachen Spulen sind derart angeordnet, und/oder ihre Ausgänge werden derart abgetastet, dass eine induktive Kopplung zu einem Minimum gemacht wird, doch müssen sie nicht einzeln den vollständigen interessierenden Bereich überspannen und sie müssen auch nicht vollständig unabhängig sein. Die in dieser Anzahl von Spulen gesammelten Signale werden dann mit in geeigneter Weise gewählten Wertigkeiten oder Gewichten kombiniert, um zwei oder mehr zusammengesetzte Signale zu erzeugen, die jeweils einem Wavelet angenähert sind.
In der folgenden Beschreibung wird die Erfindung hauptsächlich unter Bezugnahme auf "räumliche Harmonische" anstatt auf Wavelets erläutert. Die vorliegende Erfindung, wie sie in den Ansprüchen definiert ist, ist jedoch lediglich auf die Verwendung von Wavelets und nicht auf die Verwendung von räumlichen Harmonischen gerichtet, das heißt irgendwelche Beispiele, in denen räumliche Harmonische verwendet werden, werden lediglich zur Erläuterung der Prinzipien der Erfindung angegeben, sie sind jedoch keine tatsächlichen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
Wie er hier verwendet wird, bezieht sich der Ausdruck "räumliche Harmonische" auf eine sinusförmige oder cosinusförmige Änderung der räumlichen Empfindlichkeit mit einer Wellenlänge, die ein ganzzahliger Bruchteil der Erstreckung des Blickfeldes ist. Jede Zeile von räumlichen harmonischen zusammengesetzten Signalen bildet eine zusätzliche Linie einer k-Raum-Matrix, die einen getrennten Gradientenschritt bei der üblichen MR-Erfassung erfordern würde. Somit vermeidet die Verwendung derartiger Signalkombinationen die Notwendigkeit einiger der üblichen Gradientenschritte. Die Technik unter Verwendung von räumlichen Harmonischen wird hier als die gleichzeitige Erfassung von räumlichen Harmonischen (SMASH) bezeichnet, und sie kann zur Verringerung der Bilderfassungszeiten durch einen multiplikativen Faktor ohne wesentlichen Verlust an räumlicher Auflösung oder des Signal-/Stör-Verhältnisses (SNR) verwendet werden. Die vorliegende Erfindung schließt jedoch lediglich Nicht-Fourier-Wavelet-Ausführungsformen ein, bei denen die Signale mit Gewichten transformiert oder kombiniert werden, um zusammengesetzte Signale zu erzielen, die jeweils einem Nicht-Fourier-Wavelet entsprechen.
Die SMASH-Technik wird in einer MR-Abbildungs-Vorrichtung realisiert und verwendet lineare Kombinationen der gleichzeitig erfaßten Signale von mehrfachen Oberflächenspulen zur Erzeugung mehrfacher Datensätze mit unterschiedlichen Versetzungen im k-Raum. Die vollständige k-Raum-Matrix wird durch Verschachteln dieser verschobenen Datensätze wiederhergestellt, und ein Bild wird daher mit lediglich einem Bruchteil der üblichen Anzahl von Gradientenphasen-Kodierungsschritten erzeugt. Entsprechend kann die Gesamt-Bilderfassungszeit verringert werden, oder die Gesamtmenge von Daten, die während einer festen Erfassungszeit erzeugt werden, kann um diesen gleichen Bruchteil vergrößert werden.
Vom Konzept her kann die SMASH-Technik so betrachtet werden, als ob sie teilweise die Gradientenphasen-Kodierung durch ein räumliches Kodierverfahren ersetzt, das an die Detektionsvorrichtung gebunden ist. In SMASH werden einige der räumlichen Modulationen, die normalerweise unterschiedlich phasenkodierte Zeilen unterscheiden, stattdessen durch Amplituden-Modulation erzeugt, was sich aus Kombinationen von Komponenten-Signalen von mehrfachen Spulen ergibt, die oberhalb des Abbildungsvolumen oder um dieses herum angeordnet sind. Rechenmäßig ist man durch Verschieben der Verantwortlichkeit für die räumliche Kodierung von der Spin-Vorbereitungsstufe zu der Stufe der Signaldetektion und – kombination in der Lage, die mehrfachen gleichzeitig erfassten Signale entweder unmittelbar fliegend oder nach dem Ereignis zu kombinieren, um mehrfache unterschiedliche räumliche Harmonische zu erzeugen. Auf diese Weise werden mehrfache Zeilen in dem k-Raum gleichzeitig in einem parallelen, anstelle eines rein sequentiellen, Erfassungsschema erfasst.
Ein Beispiel einer Vorrichtung, das die Erfindung realisiert, erfasst gleichzeitig Teilsignale von mehrfachen Spulen in einer Oberflächenspulengruppe oder Oberflächenspulenanordnung und kombiniert sie in zwei oder mehreren unterschiedlich gewichtete Kombinationen, die genau mehrere Wavelets darstellen. Die Gewichte oder Wertigkeiten können durch theoretische Berechnungen auf der Grundlage der Spulengeometrie erzeugt werden, oder sie können durch ein Kalibrierprotokoll abgeleitet werden, das an einem Phantombild oder an einer Vorabtastung zum Zeitpunkt der in-vivo Abbildung ausgeführt wird. Das Kalibrierungs- oder Eich-Protokoll verwendet einen numerischen Optimierungsalgorithmus, um Koeffizienten für eine lineare Signalkombination zu bestimmen, die die beste Annäherung an die gewünschten Wavelets ergeben. Sobald die Wavelet-Signalkombinationen gebildet wurden, werden die fehlenden Einträge in dem reziproken Raum aufgefüllt, und das übliche MR-Bild wird durch eine inverse Wavelet-Transformation der erweiterten Datenmatrix erzeugt. Die in der Spulengruppe verwendeten Spulen sind Oberflächenspulen, das heißt Spulen, die auf der Oberfläche des Körpers angeordnet sind und die so ausgelegt sind, dass sie das MR-Signal in effizienter Weise über einen beschränkten interessierenden Bereich erfassen. Derartige Oberflächenspulen haben typischerweise eine räumliche Erstreckung in der Größenordnung von 5 – 50 Zentimetern.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Diese und andere Merkmale der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung verständlich, wenn sie im Hinblick auf den Stand der Technik gelesen wird, zusammen mit den Zeichnungen, die die Erfindung erläutern, in denen:
1 eine allgemeine MRI Vorrichtung zeigt, die Merkmale aufweist, die der Erfindung und dem Stand der Technik gemeinsam sind;
2 ein übliches Daten-Erfassungsschema zeigt;
2A die Daten-Erfassung der SMASH-Technik zeigt;
2B eine Empfängerspulen-Anordnung der SMASH-Technik und die entsprechende Bildebenen-Geometrie zeigt;
3 eine weitere Empfängerspulen-Anordnung für die SMASH-Technik zusammen mit den Spulenempfindlichkeiten und der Konstruktion der räumlichen Empfindlichkeiten von den Teilspulen zeigt;
4 Bilder, die mit der Spulenanordnung nach 2B gebildet wurden und die komplexen Empfindlichkeiten der Spulen zeigt;
4A passende räumliche Harmonische mit gewichteten Spulen-Empfindlichkeits-Funktionen zeigt;
5 und 5A die Verarbeitung und Beispiele von Bildern mit dem Signal von einem Satz von nicht-optimierten Spulen und der Anpassungsprozedur nach 4A in einem Beispiel der SMASH-Technik zeigt;
6A und 6B MR-Bilder eines Phantoms zeigen, die durch Verfahren nach dem Stand der Technik bzw. der SMASH-Technik hergestellt wurden; und
7A und 7B MR-Bilder des Kopfes einer Person zeigen, die mit Verfahren des Standes der Technik bzw. der SMASH-Technik hergestellt wurden.
Auführliche Beschreibung
Die Erfindung wird nunmehr unter Bezugnahme auf die SMASH-Technik beschrieben, die jedoch nicht als solche eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt, weil die vorliegende Erfindung auf die Verwendung von Nicht-Fourier-Wavelets anstelle von räumlichen Harmonischen gerichtet ist.
1 zeigt schematisch ein MRI-System 10, das die übliche statische Magnetbaugruppe, Gradientenspulen und Sende-Hochfrequenzspulen einschließt, die gemeinsam mit 12 bezeichnet sind und durch einen Mikroprozessor 14 gesteuert werden, der typischerweise mit einem Benutzer über eine übliche Tastatur/Steuer-Arbeitsstation 16 in Kommunikation steht. Diese Geräte verwenden üblicherweise ein System mit mehreren Prozessoren, um spezialisierte Zeitsteuer- und andere Funktionen in dem MRI-System 10 auszuführen, wie dies verständlich ist. Entsprechend empfängt, wie dies in 1 gezeigt ist, ein MRI-Bildprozessor 18 digitalisierte Daten, die Hochfrequenz-NMR-Antworten von einem untersuchten Objektbereich (beispielsweise dem Körper 1 eines Menschen), und der Prozessor berechnet typischerweise über mehrfache Fourier-Transformations-Prozesse, die in der Technik gut bekannt sind, ein digitalisiertes sichtbares Bild (beispielsweise eine zwei-dimensionale Anordnung von Bildelementen oder Pixeln, die jeweils unterschiedliche Abstufungen von Grauwerten oder Farbwerten oder dergleichen haben können), das dann in üblicher Weise auf einer Anzeige 18a angezeigt oder ausgedruckt wird.
Bei diesem Gesamtbetrieb ist die Vorrichtung weitgehend üblich. Bei der SMASH-Technik ist die grundlegende Hochfrequenz-Datenerfassung jedoch modifiziert und die nachfolgende Signalverarbeitung dadurch geändert, dass eine Anzahl von Oberflächenspulen 20a, 20b...20i für den gleichzeitigen Signalempfang, zusammen mit entsprechenden Signal-Verarbeitungs- und -Digitalisierungs-Kanälen vorgesehen ist. Der Prozessor führt eine neue Kombination der gesammelten Werte in zwei oder mehrere räumliche Harmonische aus, aus denen mehrfache Zeilen der Signalmatrix entwickelt werden. Diese Neukombination kann in Echtzeit bei Ankunft der Daten durchgeführt werden, oder nach dem Ereignis über eine Nachverarbeitung, wie dies mit der Vorrichtung und der verfügbaren Kalibrierinformation zweckmäßig ist.
Die Betriebsweise der SMASH-Technik wird besser aus einer Beschreibung der Gradientenphasen-Kodierung bei der üblichen Verarbeitung und einem Vergleich mit der räumlichen Kodierung verständlich, die durch eine Amplitudenmodulation der mehrfachen Spulensignale in dem SMASH erzeugt wird, sowie aus einer Betrachtung der Information, die über räumliche Harmonische verfügbar ist.
Im allgemeinen Fall kann das magnetische Resonanzsignal für eine Ebene mit einer Spin-Dichte ρ(x,y) und der Spulenempfindlichkeit C(x,y) wie folgt geschrieben werden: S(kx,ky)= ʃʃ dxdyC(x,y)ρ(x,y)exp{–ikxx – ikyy} = C(kxky)⊗ ^(kx,ky [1]worin k_X = γG_xt_x und k_y = γG_yt_y wie üblich sind, wobei y das gyromagnetische Verhältnis, G_x und G_y die Größe der x- und y-Gradienten und t_x und t_y die in den x-bzw. y-Gradienten verweilten Zeiten sind. Hier wurden die Spin-Erregungsfunktion sowie die Effekte der Relaxation in eine impulsfolgenspezifische Empfindlichkeitsfunktion C eingefügt. Das Symbol ⊗ zeigt eine Faltung an. Für Bereiche der Abtastprobe, in denen die Spulenempfindlichkeit im wesentlichen homogen ist, können wir folgendes schreiben: C(x,y) = 1 und S(k_x, k_y) ist gleich ^(k_x,k_y), die räumliche Fourier-Transformation der Spin-Dichte-Funktion. Eine doppelte Fourier-Transformation bezüglich k_x und k_y, rekonstruiert das übliche Spin-Dichte-Bild ρ(x,y).
Bei einem bekannten Phasenverwerfungs-Abbildungsverfahren wird eine k-Raummatrix von frequenzkodierter und phasenkodierter Information, wie sie allgemein in 2 gezeigt ist, für die interessierende Bildebene erzeugt, wobei aufeinanderfolgende Zeilen durch eine breite horizontale Linie dargestellt sind, die einem unterschiedlichen Phasenkodierungs-Gradientenwert entspricht. Jeder Phasenkodierungsschritt entspricht einer anderen räumlichen Modulation, und diese räumlichen Modulationen sind schematisch durch die Kurven auf der linken Seite der Figur dargestellt.
Allgemein haben bekannte Magnetresonanz-Empfängerspulen, insbesondere Oberflächenspulen, keine gleichförmige Empfindlichkeit. Signale von unterschiedlichen Bereichen des abgebildeten Volumens erzeugen unterschiedliche Ströme in einer Hochfrequenzspule, wobei die räumliche Änderung der Empfindlichkeit einfach auf die Inhomogenität des Hochfrequenzfeldes bezogen ist, das von der Spule über das Abtastprobenvolumen erzeugt wird. Für eine übliche Spule mit kreisförmiger Oberfläche ergibt sich ein Empfindlichkeits-"Hauptpunkt", der auf ungefähr einem Durchmesser unterhalb der Spule zentriert ist, mit einem monotonen Absinken der Empfindlichkeit, zusammen mit ansteigenden Phasendifferenzen in allen Richtungen. Traditionelle Abbildungsprotokolle positionieren in vielen Fällen die Spule mit dem Zielgewebe an deren Bereich maximaler Empfindlichkeit.
Der Anmelden hat jedoch festgestellt, dass wenn ein Signal mit einer gewissen Kombination von Spulen gesammelt wird, die ein zusammengesetztes sinusförmiges und kosinusförmiges räumliches Empfindlichkeitsprofil haben, das MR-Signal von diesen Spulen einen Informationsgehalt hat, der in gewisser Weise von dem des üblichen Spulensignals abweicht, und dass durch Abtrennen eines oder mehrerer gesammelter Signale entsprechend reiner räumlicher Harmonischer diese dazu verwendet werden können, einen größeren Teil des Datenraumes zu füllen, als dies üblicherweise gemacht wird. Eine komplexe Kombination von cosinusförmigen und sinusförmigen Empfindlichkeitsprofilen ergibt: C(x,y) = exp{iKyy} = cos Ky + i sin Kyy [2]worin K_y und K_Yi die räumliche Frequenz der inhomogenen Spulen-Empfindlichkeit ist. Für das MR-Signal ergibt sich dann s(kx,ky)= ʃʃ dxdy ρ(x,y)exp{–ikxx – i(ky – Ky)y} = ^(kxky – Ky) [3]
Dies heißt mit anderen Worten, das das kombinierte MR-Signal von den inhomogenen Spulen in dem k-Raum um einen Betrag –K_y, verschoben ist. Diese k-Raum-Verschiebung hat präzise die gleiche Form wie die Phasenkodierungsverschiebung, die durch die Evolution in einem y-Gradienten mit der Größe γG_yt_y = –K_y erzeugt wird. Wenn daher dieses verschobene Signal gleichzeitig mit dem üblichen Signal von einer homogenen Spule erfasst wird, gewinnt man eine zusätzliche Zeile in dem k-Raum für jede Anwendung der x- und y-Gradienten. SMASH nutzt diese Feststellung aus, um die in einem Satz von Oberflächenspulen gesammelten Signale in räumliche harmonische Signale umzuwandeln und mehrfache Zeilen des k-Raumes von jedem Signalsammelvorgang zu füllen. Wenn eine derartige Harmonische zusätzlich zu dem homogenen Signal (nullte Harmonische) erzeugt wird, so kann man halb so viele y-Gradienten verwenden, um die gesamte k-Raum-Matrix aufzubauen, die für die Bilderfassung erforderlich ist. Wenn höhere Harmonische mit größerem K_y hinzugefügt wird, so wird die Anzahl von erforderlichen y-Gradientenschritten weiter verringert. Für eine Mehrspulen-Anordnung, die M räumliche Harmonische zusätzlich zu dem homogenen Signal darstellt, wird die Erfassungszeit durch einen ganzzahligen Faktor von M + 1 verringert. Wenn sowohl positive als auch negative Exponentiale verwendet werden, C±(x,y) = exp{±iKyy} = cos Ky y ± i sin Ky y (4)so erscheint eine zusätzliche Zeile an einem Intervall K_y oberhalb und unterhalb jeder Gradienten-kodierten Zeile. Die k-Raum-Geometrie dieser Erfassungsstrategie ist in 2A gezeigt.
Somit würde, wenn man in der Lage wäre, ein Signal mit einer Spule zu sammeln, die so geformt ist, dass die von ihr aufgefangene Antwort die Form einer derartigen räumlichen Harmonischen haben würde, dies direkt einen k-Raum-Eintrag ergeben, der einer der üblichen spin-bedingten Messungen entsprechen würde; eine Anordnung oder Gruppe derartiger Spulen könnte gleichzeitig mehrere Zeilen von Daten erfassen.
Der Anmelden hat weiterhin festgestellt, dass die Empfindlichkeit jeder einzelnen Spule in einer Gruppe nicht strikt sinusförmig sein muss, solange die resultierende Empfindlichkeit der Gruppe die Konstruktion von Harmonischen mit der gewünschten Sinusform ermöglicht. Diese Feststellung verringert wesentlich die Zwangsbedingungen hinsichtlich der Spulenkonstruktion und Spulenanordnung, und in Verbindung mit einem Kalibrier- oder Normalisierungs-Prozeß ermöglicht dies, dass die Signale von mehrfachen Spulen, mit einem weiten Bereich von Formen und Geometrien, in verschiedener Weise miteinander kombiniert werden können, um resultierende Signale mit mehrfachen sinusförmigen Empfindlichkeitsprofilen zu erzielen.
2B zeigt die Geometrie der Spulenanordnung und der Bildebene. Ein Satz von drei benachbarten Spulen wird verwendet, wobei sich getrennte Spulenausgänge in einer Oberflächenanordnung allgemein über den interessierenden Bereich und die interessierenden Ebenen erstrecken. Der Patient wird positioniert und die Spin-Vorbereitungsfelder werden angelegt, um eine Ebene P zu konditionieren, die als Beispiel das Herz des Menschen schneiden kann, um dessen Blutgefäße abzubilden, oder die einen Bereich des Unterleibs auffangen kann, um dessen Inhalt abzubilden. Die Spulenanordnung 20 befindet sich oberhalb oder unterhalb des abzubildenden Bereiches, so daß jede Spule 20a, 20b, 20c zumindest eine gewisse Empfindlichkeit für Hochfrequenzsignale aufweist, die von dem Bereich P ausgehen. In dem dargestellten Beispiel sind die Spulen etwas in der y-Richtung überlappt, um eine induktive Kopplung zu einem Minimum zu machen. Wie dies gezeigt ist, sind sie an benachbarten Kanten überlappt. Jede Spule weist bei getrennter Betrachtung eine Empfindlichkeitsfunktion auf, die direkt oberhalb oder unterhalb der Mitte der Spule am höchsten ist, und die mit der Entfernung von dem Spulenmittelpunkt absinkt. Gemäß der SMASH-Technik werden die Signale von diesen Spulen kombiniert, um mehrere getrennte "virtuelle" oder "synthetische" Signale zu erzeugen, die jeweils einer reinen räumlichen Harmonischen entsprechen.
3 zeigt diese Situation schematisch für einen Satz von acht rechtwinkligen Spulen 20a, 20b...20h, die Ende-an-Ende mit geringer Überlappung ausgelegt sind. Wie dies in der Zeile (A) der Figur gezeigt ist, hat jede Spule 20a, 20b... eine Empfindlichkeitskurve a, b,..., die zu einer breiten Spitze direkt unterhalb der Spule ansteigt und erheblich jenseits des Spulenumfangs abfällt. Die Summe der Spulen-Empfindlichkeiten bildet eine relativ konstante Empfindlichkeit über die volle Länge der Anordnung entsprechend der nullten räumlichen Harmonischen. Die übrigen Zeilen (B)–(E) nach 3 zeigen die Neukombination der unterschiedlichen dieser einzelnen versetzten, jedoch im übrigen identischen Spulen-Empfindlichkeitsfunktionen zu einer neuen synthetischen sinusförmigen räumlichen Empfindlichkeit. Unterschiedliche Gewichtungen der einzelnen Teilspulen-Empfindlichkeiten führen zu resultierenden Empfindlichkeitsprofilen, die verschiedenen der räumlichen Harmonischen von K,, angenähert sind. In der Figur werden die Spulen-Empfindlichkeiten (die schematisch für diese Figur als eine Gauss'sche Form modelliert sind) kombiniert, um Harmonische bei verschiedenen Bruchteilen der räumlichen Grund-Wellenlänge λ_y = 2π/K_y zu erzeugen, worin λ_y in der Größenordnung der Gesamtspulen-Anordnungserstreckung in y ist. Gewichtete einzelne Spulen-Empfindlichkeitsprofile sind als dünne massive Linien unterhalb jeder Teilspule dargestellt. Gestrichelte Linien stellen die sinusförmigen oder cosinusförmigen Gewichtsfunktionen dar. Die kombinierten Empfindlichkeitsprofile sind durch dicke durchgezogene Linien dargestellt. Diese kombinierten Profile stellen eine enge Annäherung an ideal räumliche Harmonische über die Anordnung hinweg dar.
Für eine gewichtete Summe der Teilspulensignale ist das resultierende Empfindlichkeitsprofil C^tot(x,y) eine lineare Kombination der intrinsischen Empfindlichkeitsprofile der Teilspulen. In diesem Fall ergibt sich für eine N-teilige Spulenanordnung:
worin n_j der Gewichtungskoeffizient der j-ten Spulenempfindlichkeits-Funktion C_j(x,y) ist.
Gemäß der Ansicht von SMASH, die in 3 gezeigt ist, erhält man durch einfaches Gewichten der Signale in der Spulenanordnung mit passenden Gewichten und durch Kombinieren ein Signal, dessen Amplitude durch die räumlichen Harmonischen für diese Kombination der Spulenempfindlichkeiten moduliert ist. Das heißt, die N (in diesem Fall, acht) Teilspulensignale werden gleichzeitig erfasst und dann mit verschiedenen Gewichten multipliziert und in insgesamt von bis zu N unabhängigen Kombinationen neu kombiniert, die jeweils eine räumliche Harmonische darstellen, die einen unterschiedlichen Gradientenphasen-Kodierschritt oder einer unterschiedlichen Versetzung im k-Raum entsprechen. Diese zusätzliche Verarbeitung trägt in keiner Weise zur Bilderfassungszeit bei, und sie kann sehr schnell an gespeicherten Signaldaten als Teil eines Nachverarbeitungsalgorithmus ausgeführt werden, oder sie kann in einer gleichzeitigen Durchflußweise realisiert werden, wie dies weiter unten beschrieben wird.
In der tatsächlichen Praxis sind die Empfindlichkeitsprofile von Hochfrequenz-Oberflächenspulen keine einfachen Gauss'schen Profile, sondern kompliziertere Funktionen, die in allgemeinen komplex in mathematischer Hinsicht sind, weil sie sowohl reelle als auch imaginäre Komponenten haben. Die Spulenempfindlichkeits-Funktionen müssen sowohl die Amplituden als auch die Phasen der Signale beschreiben, die von eine Präzision aufweisenden Spins an verschiedenen Entfernungen von dem Spulenmittelpunkt haben, und diese Amplituden und Phasen ändern sich entsprechend der Reziprozitäts-Beziehung
worin E(r) die in einer Spule durch ein vorgegebenes Voxel an der Position r induzierte Spannung und m(r) das kernmagnetische Moment des Voxels ist, und B_xy(r) die xy-Vektorkomponente des Feldes ist, das bei r durch einen Einheitsstrom in der Spule erzeugt wird, wie dies beispielsweise von D. I. Hoult und R. E. Richards, "The signal-to-noise ratio of the nuclear magnetic resonance experiment", J. Magn. Reson. 24, 71–85 (1976) beschrieben ist.
Diese Beziehung hat zwei Hauptfolgen für die SMASH-Rekonstruktion des Anmelders: erstens, ordnet der Anmelden komplexe Gewichte n; zu, um den vollständigen Informationsgehalt der Spulen-Empfindlichkeits-Funktionen zu erfassen, und zweitens, werden die komplexen exponentiellen Ziel-Empfindlichkeiten C±(x,y) = exp{±iKyy = cos Kyy ± i sin Kyyvorzugsweise entwickelt, statt durch eine getrennte Erzeugung und nachfolgender Kombination der Sinus- und Cosinus-Werte. Die reellen und imaginären Teile der komplexen Spulen-Empfindlichkeits-Funktionen können nunmehr gleichzeitig in die reellen und imaginären Teile von C_±(x,y) eingepaßt werden. Dies kann beispielsweise mit einem numerischen Optimierungsalgorithmus unter Verwendung der Summe der absoluten Amplitudenabweichungen von dem Zielprofil oder irgendeiner anderen ähnlichen Größe als Maß der Güte der Einpassung durchgeführt werden. In dem nachfolgend beschriebenen Prototyp wurde diese Einpassung in einer geradlinigen Weise ausgeführt und mit Datenrekonstruktions-Algorithmen integriert, die von dem Anmeldet in der MATLAB-Programmiersprache (Mathworks, Natick, Massachusetts) geschrieben wurden. Der Anmelden hat nunmehr bestätigt, daß eine derartige Verarbeitung eine gute Bildqualität mit stark vergrößerter Geschwindigkeit erzeugt.
Beim Aufbau einer tatsächlichen MR-Abbildungsvorrichtung kann die Spulengeometrie für die SMASH-Signal-Erfassung die einer MR-Phasengruppe sein, wie dies von P. B. Roehmer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes, S. P. Souza und O. M. Mueller in "The NMR phased array, Magn. Reson. Med. 16, 192–225 (1990); C. E. Hayes und P. B. Roemer, Noise correlations in data simultaneously acquired from multiple surface coil arrays. Magn. Reson. Med. 16, 181–191 (1990); und C. E.
Hayes, N. Hattes and P. B. Roemer, Volume imaging with MR phased arrays. Magn. Reson. Med. 18, 309–319 (1991) beschrieben ist. Tatsächlich sind viele der Hardware-Komponenten, die für die SMASH-Abbildung brauchbar sind, bereits in traditionellen Phasenanordnungen, die mehrfache induktiv entkoppelte Spulen mit einer gewissen räumlichen Trennung enthalten und die getrennte Empfänger für das unabhängige Sammeln der Daten von den Spulen einschließen, enthalten. Das technische Problem der weitestgehenden Verringerung einer induktiven Kopplung derartiger Spulen wurde bereits früher für Mehrspulen-Konstruktionen im Zusammenhang mit Phasengruppen-MR-Abbildungsgeräten berücksichtigt, und es wurden zwei grundlegende Strategien entwickelt. Eine Strategie besteht darin, eine Spulenanordnung mit einer geeignet gewählten Überlappung benachbarter Teilspulen zu konstruieren, um eine induktive Kopplung zu einem Minimum zu machen. Die zweite Strategie beinhaltet die Verwendung von eine niedrige Eingangsimpedanz aufweisenden Vorverstärkern an jedem Teilspulen-Kanal. Beide dieser Merkmale werden in vorteilhafter Weise auf die verschiedenen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung angewandt.
Ein Prototyp und Ergebnisse
Der Anmelden hat eine grundlegende Ausführungsform der vorstehend beschriebenen SMASH-Anordnung in der folgenden Weise realisiert. Zunächst wurde eine lineare Hochfrequenz-Spulenanordnung gemäss 2B mit einer Geometrie ausgewählt, die für die Erzeugung räumlicher Harmonischer geeignet ist. Diese Anordnung war eine Herz-Abbildungsanordnung mit drei rechtwinkligen Acht-Zoll- (200 mm-) Spulen benachbart zueinander. Die Eignung der Spulengeometrie wurde zunächst in numerischen Simulationen geprüft, wobei eine analytische Integration des Biot-Savant-Gesetzes verwendet wurde, um das Querfeld B_Ixy(r) der Gleichung [6] zu berechnen, und damit das Empfindlichkeitsprofil jeder Spule zu modellieren. Unter Berücksichtigung des Anzahl der räumlichen Harmonischen, die bequem unter Verwendung der Spulenanordnung erzeugt werden konnten, und damit des Bruchteils der gesamten k-Raum-Matrix, die zu sammeln ist, wurden Teilbilderfassungen geplant, und eine Regel von Gradientenschritten und Hochfrequenzimpulsen wurde festgelegt. Bilddaten wurden dann von jeder Spule gleichzeitig in den getrennten Kanälen der Anordnung, unter Verwendung einer üblichen Schnellabbildungsfolge erfasst. Weil lediglich ein Bruchteil der üblichen Signaldaten zur Erzeugung der abschließenden Bilder verwendet werden musste, wurde lediglich ein Bruchteil der üblichen Abbildungszeit für das Sammeln der Daten benötigt.
Als nächstes wurden die gespeicherten einzelnen Spulenbilddaten zu einer Arbeitsstation zur Nachverarbeitung exportiert. Getrennte komplexe Empfindlichkeitsprofile wurden für jede der Teilspulen in der Anordnung bestimmt, wobei Phantombilddaten anstelle numerischer Simultationen verwendet wurden. Dieser Prozess ist in 4 gezeigt. Für die Phantombildtechnik wurde eine runde wassergefüllte Attrappe in der Bildebene aufgehängt und bei der vorstehenden Bilderfassung verwendet, um eine Attrappen-Bildscheibe zu liefern, von der bekannt ist, dass sie eine gleichförmige Spindichte hat. Die Zeile (A) nach 4 zeigt die Bilder a, b, c, die von dem getrennten Signal erzeugt wurden, die in jeder der jeweiligen Spulen 20a, 20b, 20c nach 2B empfangen und getrennt verarbeitet wurden. Die Linie (B) nach 4 zeigt die entsprechenden reellen und imaginären Komponenten der Spulenempfindlichkeits-Funktion, die aus dem detektierten Signal bestimmt wurde, entlang des Durchmessers A der Figur.
Um geeignete Gewichte zur Bildung der gewünschten räumlichen harmonischen Empfindlichkeiten von diesen drei Spulen zu bestimmen, wurde ein iteratives Anpassverfahren verwendet, um jede räumliche Harmonische als eine lineare Kombination der drei Empfindlichkeiten darzustellen. Dies wurde in der in 4A gezeigten Weise durchgeführt. Zunächst wurden die reellen und imaginären Komponenten der Empfindlichkeitsfunktion normalisiert, wodurch sich die Komponentenwerte a,b,c ergaben, die in den Feldern A bzw. B nach 4A dargestellt sind. Dann wurden für das 200 mm Blickfeld optimale Gewichte für eine lineare Kombination der Teilspulensignale durch ein interatives Einpassen der Empfindlichkeitsdaten in die räumlichen harmonischen Zielempfindlichkeitsprofile bestimmt, wobei die komplexen Gewichte als Einpassparameter dienen und die Summe der absoluten Amplitudenabweichungen von dem Zielprofil als ein Maß der Güte der Einpassung dient. Das Feld C nach 4A zeigt die resultierende beste Einpassung in die nullte Harmonische, was einer gleichförmigen Empfindlichkeit entspricht. Das Feld D zeigt die beste Einpassung für die erste räumliche Harmonische. Dies wurde jeweils als eine einfache lineare Kombination mit komplexen Koeffizienten der drei Spulenempfindlichkeiten verwirklicht, die in den Feldern A und B gezeigt sind.
Gemäß diesem Gesichtspunkt von SMASH wurden die gespeicherten Spulensignale, die während jedes Spin-Konditionier-Zyklus der Bilderfassung empfangen wurden, mit den in der vorstehenden Weise bestimmten Gewichten zu zwei getrennten räumlichen Harmonischen rekombiniert, die zwei getrennten k-Raum-verschobenen Signalen entsprechen. Die Datensätze wurden dann in der Ordnungsfolge von 2A verschachtelt, um die vollständige k-Raummatrix zu erzielen. Diese Matrix wurde in der üblichen Weise Doppel-Fourier-transformiert, um das rekonstruierte SMASH-Bild zu erzielen. In dem Prototyp wurden diese Daten nach dem Ereignis rekonstruiert, das heißt nachverarbeitet, um sowohl einen geeigneten Satz von Gewichten zur Bildung der zusammengesetzten räumlichen harmonischen Empfindlichkeiten zu bestimmen als auch dann die bereits gemessenen Signale mit diesen Gewichten in entsprechende räumliche harmonische Messsignale zu rekombinieren. Bei verschiedenen Ausführungsformen des Geräts können die optimalen Gewichte jedoch mit der vorhergehenden Kenntnis der Spulenempfindlichkeiten vorausbestimmt werden, und die Umwandlung der Spulensignale kann fortlaufend ausgeführt werden, das heißt in Echtzeit. Beispielsweise kann eine einfache an den Spulen angebrachte Steuerung die passenden Gewichte aus einer Nachschlagetabelle oder durch irgendeinen anderen linearen oder nicht-linearen Interpolationsmechanismus bestimmen und die Signale dann kombinieren, um ein getrenntes zusammengesetzes Signal zu erzeugen, das jeder räumlichen Harmonischen entspricht. Ein neuronales Netzwerk kann zum "Lernen" der passenden Gewichte verwendet werden.
Für einfache Spulenkonfigurationen kann die Empfindlichkeit mit Genauigkeit modelliert werden, statt empirisch von der Normalisierung der Spulenantworten auf eine gleichförmige Probe abgeleitet zu werden. Allgemeiner kann der in den 4 und 4A gezeigte Prozess zur Bestimmung geeigneter Koeffizienten für eine vorgegebene Bildebene verwendet werden, und dieser Prozess kann wiederholt werden, um eine Tabelle für jede der vielen Ebenen aufzustellen, so dass die Vorrichtung nur die erforderlichen Gewichte nachschlagen muss, um die gewünschten zusammengesetzten Signale für die interessierende Ebene zu erzeugen. Wenn die Empfindlichkeitsinformation im voraus bekannt ist, erfordert die Rekonstruktion keine vorhergehende Empfindlichkeitsmessung oder ein iteratives Anpassverfahren und beinhaltet einfach einen Satz von gewichteten Summen. In jedem Fall müssen, sobald die neuen zusammengesetzten Signale gebildet wurden, die zusätzlichen Daten einfach in die richtige Matrixposition eingesetzt werden, und die vollständige Matrix muss einer schnellen Fourier-Transformation unterworfen werden. Diese Verarbeitung ist so geradlinig wie die Nachverarbeitung, die üblicherweise ausgeführt wird, wenn übliche Bilder aus Phasenanordnungen erzeugt werden. Weiterhin ist, sobald die gesamte k-Raum-Matrix unter Verwendung der SMASH-Technik konstruiert wurde, die nachfolgende Verarbeitung der k-Raum-Matrix zum Gewinnen des Bildes identisch zu der, die derzeit in im wesentlichen allen Fourier-MR-Abbildungssystemen verwendet wird.
Die 5 und 5A erläutern die k-Raum-Matrix-Konstruktion für diesen Prototyp mit weiteren Einzelheiten. Die Hälfte der üblichen Anzahl von Gradientenschritten mit dem doppelten des üblichen Abstandes in dem k-Raum wurde angewandt, und das Hochfrequenz-Ansprechverhalten wurde in jeder der drei Spulen aufgezeichnet. Unter der Voraussetzung der gerade beschriebenen Gradientenphasen-Kodierregel entsprach jede dieser Hochfrequenz-Antworten einem Bild des halben gewünschten Blickfeldes. Die Spulensignale wurden dann in zwei Sätze mit unterschiedlichen Gewichten kombiniert, um synthetische zusammengesetzte Signale zu erzeugen, die der nullten und der ersten Harmonischen entsprechen, und die zwei synthetisierten Antworten wurden verschachtelt, um abwechselnde Zeilen der k-Raum-Matrix zu füllen. Die Matrix wurde dann in einer üblichen Weise einer Fourier-Transformation unterworfen, um das Bild zu bilden. Das resultierende Bild hatte eine volle Auflösung über das volle Blickfeld. Wie dies in 5 gezeigt ist, zeigt die Linie (A) die Erfassung des Signals in jeder Teilspule. Ein repräsentativer Signalpunkt P wird in jeder Spule aufgefangen und trägt somit zu der Zeile im k-Raum bei, die mit jedem Spulensignal gebildet wird. Die Linie (B) zeigt die in dem vorstehend beschriebenen Prototyp ausgeführte Verarbeitung, gemäß der die Spulensignale in einen ersten Satz So und einen zweiten Satz S, kombiniert werden, jeweils von unterschiedlichen Zeilen (gerade oder ungerade, wie gezeigt, entsprechend einer Gradienten-Schritt-Trennung) der k-Raum-Matrix. Diese werden in der Zeile (C) zur vollständigen Matrix kombiniert.
5A zeigt entsprechende Bilder und Signale. Zeile (A) dieser Figur zeigt die Blickfeld-Halbbilder a, b, c, die aus getrennten Spulensignalen rekonstruiert werden, von denen die Signale als solche in der Zeile (B) gezeigt sind. Die Zeile (C) zeigt die zwei räumlichen harmonischen Signale und die Linie (D) das vollständige verschachtelte Signal oder die k-Raum-Matrix. Die Zeile (E) zeigt das Bild, das aus den Signalen der Zeile (C) rekonstruiert wurde. Die mittleren drei Stufen (B), (C) und (D) entsprechen direkt den schematisch in 5 gezeigten Schritten.
Die 6A, 6B bzw. 7A, 7B zeigen Phantom- bzw. in-vivo-Bilder, die durch die Drei-Spulen-Prototyp-Ausführungsform unter Verwendung der SMASH-Abbildungstechnik gebildet wurden. 6A zeigt das Proton-Dichte-Bild eines wassergefüllten Phantoms, das unter Verwendung einer TSE-Folge (die weiter unten beschrieben wird) mit einer gesamten üblichen Erfassungszeit von 10 Sekunden gewonnen wurde. 6B zeigt das äquivalente Bild, das in 5 Sekunden mit der SMASH-Verarbeitung gewonnen wurde. Abgesehen von bestimmten Rest-Artifakten hatten die Bilder ein identisches Aussehen.
Ähnliche Ergebnisse wurden in vivo gewonnen. Die 7A und 7B zeigen ein Bezugs- und ein SMASH-rekonstruiertes Koronalbild durch das Gehirn eines gesunden erwachsenen Freiwilligen, wobei die Bilder in 71 bzw. 35 Sekunden erfasst wurden. Alle diese Bilder wurden unter Verwendung von im Handel erhältlicher Hardware und einer zweckmäßigen Impulsfolge mit einer hohen räumlichen Auflösung und gutem SNR erfasst, und es wurde eine 50%-ige Verringerung der Erfassungszeit erzielt. Die Einsparungen an Erfassungszeit, die hier beschrieben wurden, konnten auch bei Anwendung auf andere kommerzielle Geräte und Impulsfolgen nachgewiesen werden, unter Einschluss der schnellsten MR-Abbildungsmaschinen und -Folgen. Einige Rest-Faltungs-Artifakte waren in dem mit SMASH rekonstruiertem Bild aufgrund von Mängeln in den zusammengesetzten räumlichen harmonischen Empfindlichkeitsprofilen vorhanden. Der Prototyp verwendete jedoch eine vorhandene Spulenanordnung, die für andere Zwecke ausgelegt ist, und es wird erwartet, daß Verbesserungen sowohl hinsichtlich der Spulenkonstruktion als auch der Genauigkeit der Spulenempfindlichkeits-Abbildung und der Erzeugung der räumlichen Harmonischen diese Artifakte zu einem Minimum zu machen.
Die Rohdaten der vorstehenden Bilder wurden auf einer kommerziellen, mit 1,5 Tesla arbeitenden, klinischen Gesamtkörper-MR-Abbildungseinrichtung erzeugt, die ein Philips NT-Gerät war, das von der Firma Philips Medical Systems, Best, Niederlande hergestellt wurde. Für die Phantom-Bilder wurde ein übliches kreisförmiges Phantom mit einem Durchmesser von 200 mm und einer sich ändernden internen Struktur verwendet. Eine im Labor des Anmelders verfügbare Prototypen-Spulenanordnung wurde als die SMASH-Spulenanordnung verwendet. Die Äquivalenzschaltung für diese Spule bestand aus drei rechtwinkligen Teilspulen, die in einer linearen Anordnung mit einer geringfügigen Überlappung in der rechtslinks-Richtung angeordnet waren, ähnlich zu der Anordnung, die schematisch in 2B gezeigt ist. Weil diese Spulen für einen anderen Zweck bestimmt waren, haben Einzelheiten der Spulenschaltung, die hier ohne Bedeutung sind, zu komplizierteren Empfindlichkeitsprofilen geführt, als dies von der einfachen Geometrie zu erwarten ist, die vorstehend beschrieben wurde. Es waren diese Empfindlichkeits-Änderungen, die hauptsächlich für die restlichen Faltungs-Artifakte in den 6B und 7B verantwortlich sind. Eine einfachere Spule, die im Hinblick auf die Erzeugung räumlicher Harmonische ausgelegt ist, wird diese Artifakte umgehen.
Weitere Einzelheiten des Prototypen-Abbildungsprozesses und der Ausrüstungen sind weiter unten angegeben.
Bildplanung und Sammlung der Daten
Die Phantombilder nach den 6A, 6B wurden wie folgt erzeugt. Zunächst wurden bei über der Spulenanordnung zentriertem Phantom Daten für das Bezugsbild in irgendeiner 6 mm dicken koronalen Scheibe parallel zu und 80 mm oberhalb der Ebene der Anordnung erfasst, wobei eine Turbo-Spin-Echoimpulsfolge mit fünf Echos pro Erregung verwendet wurde. Das Blickfeld (FOV) war 200 mm, zentriert auf dem Phantom, und die Matrix-Größe war 256 × 256. Eine Phasenkodierung wurde in der rechts-links-Richtung (das heißt in der Richtung der Spulenanordnung) in einem einzigen Signalmittelwert durchgeführt. Daten von jedem der drei Teilspulenkanäle wurden gleichzeitig erfasst und wurden in dem Prototyp getrennt für eine spätere Verarbeitung gespeichert. Die Erfassungszeit wurde mit 10 Sekunden gemessen. Als nächstes wurde eine zweite Koronalscheibe unter Verwendung der gleichen Technik und der gleichen Abbildungsparameter gewonnen, um als ein Maß der Teilspulen-Empfindlichkeit zu dienen. Sie wurde 12 mm oberhalb der ersten in einem Bereich einer gleichförmigen Spin-Dichte in dem Phantom gewonnen. Dann wurde ein drittes Bild an der gleichen Ebene wie das Erste in der halben Zeit, unter Verwendung des doppelten Phasenkodierschritts und damit des halben Blickfelds in der rechts-links-Richtung gewonnen. Die Matrix-Größe war nunmehr 256 × 128. Die Erfassungszeit betrug 5 Sekunden, exakt die halbe Zeit, die für das erste Bild benötigt wurde.
Für die in-vivo-Bilder der 7A, B wurde der Freiwillige mit seinem Kopf oberhalb der Spulenanordnung angeordnet und Bilder wurden in der gleichen Ebene und mit den gleichen Parametern wie für die Phantombilder gewonnen, mit der Ausnahme, dass acht Signalmittelwerte mit einer Scheibendicke von 10 mm zur Verbesserung des SNR verwendet wurden. Das Spulenempfindlichkeitsbild von dem Phantom wurde ebenfalls als ein Empfindlichkeitsbezug für die in-vivo-Bilder verwendet.
Bestimmung der Spulenempfindlichkeit und der optimalen Teilspulen-Gewichte
Wie dies weiter oben in Verbindung mit 4 beschrieben wurde, werden die Spulengewichte durch Einpassen tatsächlicher Spulenempfindlichkeitsdaten in die gewünschten räumlichen harmonischen Empfindlichkeiten bestimmt. Um dies durchzuführen, wurde die Empfindlichkeitsfunktion entlang des rechts-links Durchmessers des Phantoms aus den Teilspulen-Empfindlichkeits-Bezugsdaten abgeleitet. Das Phantom überspannt die gesamte Erstreckung jedes Bildes, und weil die Empfindlichkeits-Bezugsbildebene das Phantom in einem Bereich mit gleichförmiger Spin-Dichte schneidet, entsprechen diese Intensitätsprofile präzise den komplexen Empfindlichkeits-Funktionen der Spulen entlang des Durchmessers. Die Empfindlichkeit jeder Teil-Oberflächenspule fällt monoton mit der Entfernung von der Spule ab, und die Phasenverschiebung wächst mit der Entfernung von dem Spulenmittelpunkt. Unter Verwendung einer Gradientenabfall-Einpassroutine wurden diese Empfindlichkeits-Funktionen interativ auf zwei räumliche Ziel-Harmonische eingepasst: auf die Null-Frequenz-Harmonische, die einer gleichförmigen Empfindlichkeit entspricht, und auf die erste Harmonische, die eine Modulations-Wellenlänge gleich dem Blickfeld von 200 mm hat. Die Einpassung, die in den Feldern C und D nach 4A gezeigt ist, zeigt, dass sehr enge Einpassungen an die Ziel-Harmonischen durch eine Teilspulen-Gewichtung erzielt werden können, selbst mit lediglich drei Spulen. Eine geringe Restwelligkeit war bei der Einpassung der nullten Harmonischen vorhanden, und diese ist hauptsächlich für die fehlende Perfektion in den SMASH-Bild-Rekonstruktionen verantwortlich.
Bild-Rekonstruktion
Die Bezugsbilder in den 6A und 7A wurden durch Kombination der Teilspulen-Bezugsbilder Pixel-für-Pixel als die Quadratwurzel der Summe von quadrierten Amplituden gebildet.
5A zeigt Zwischenstufen in der SMASH-Rekonstruktion des Phantom-Bildes. Die Prozedur für das in-vivo-Bild war identisch. Unter Verwendung der Gewichte von der iterativen Einpassung wurden die drei Teilspulen-Signale (B), die Halbzeit-, Halb-FOV- Alias-Bilder (A) darstellen, in zwei zusammengesetzte Signalsätze kombiniert, einer für die nullte räumliche Harmonische und einer für die erste räumliche Harmonische (C). Schließlich wurden die zwei zusammengesetzten Signaldatensätze verschachtelt, um eine Datenmatrix mit der Größe von 256 x 256 (D) zu bilden. Diese Matrix wurde einer Fourier-Transformation unterworfen, um das rekonstruierte Bild (E) zu gewinnen, das ebenfalls in 6B gezeigt ist.
Allgemein kann die vorstehende SMASH-Abbildungstechnik auf eine große Vielzahl der bekannten Impulsfolgen- oder Spin-Aufbereitungs-Techniken angewandt werden, und teilt im allgemeinen mit diesen die Vorteile der grundlegenden sequentiellen Abbildungsverfahren, die dazu verwendet werden, eine Teil-k-Raum-Information zu sammeln. Solange wie geeignete räumliche Harmonische mit einer Spulenanordnung erzeugt werden können, ergeben die zusätzlichen Erfassungszeit-Einsparungen, die sich aus der SMASH-Rekonstruktion ergeben, keine wesentlichen Einbußen hinsichtlich der Auflösung oder des SNR. Dies steht in deutlichem Gegensatz zu den Kompromissen hinsichtlich des SNR oder der Auflösung, die für viele vorhandene Lösungen für eine schnelle Abbildung kennzeichnend sind, wie zum Beispiel Folgen mit niedrigem Kipp-Winkel.
Signal-Rausch-Verhältnis
Eine optische Inspektion der Phantombilder in den 6A, 6B zeigt eine geringfügige Verschlechterung des SNR in dem durch SMASH rekonstruierten Bild verglichen mit dem Bezugsbild. Ein Teilspulen dieses scheinbaren Verlusts kann auf die Rest-Faltungs-Artifakte zurückgeführt werden, bei denen ein Teilspulen der Intensität des primären Bildes durch Alias-Geister "gestohlen" wurde. Es gibt jedoch einen weiteren bemerkenswerten Unterschied zwischen den SNR-Profilen der zwei Bilder. Das Bezugsbild in 6A wurde unter Verwendung der Summen-von-Quadraten-Kombinationen von Teilspulen-Bildern erzeugt, wie dies in P. B. Roemer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes, S. P. Souza und O. M. Mueller, The NMR phased array, Magn. Reson. Med. 16, 192–225 (1990) beschrieben wurde und eine Standard-Praxis bei Phasenanordnungs-Abbildungen zur Verbesserung des SNR wurde. Dieser Kombinations-Algorithmus ergibt ein im wesentlichen konstantes Rauschprofil über das Bild, mit einem sich ändernden Signal (und damit einem sich ändernden SNR), das in Bereichen mit erheblicher Überlappung zwischen Teilspulen-Empfindlichkeiten verbessert ist. Die SMASH-Rekonstruktion führt andererseits zu einem ein konstantes Signal aufweisenden Bild mit sich änderndem Rauschprofil. Die linearen Kombinationen der Teilspulen-Signale in SMASH sind ausdrücklich so ausgelegt, dass sie in homogenes zusammengesetztes Signal erzeugen. Dies ist am stärksten im Fall der Kombination der nullten Harmonischen offensichtlich, die ein ebenes resultierendes Empfindlichkeitsprofil C^tot über die Bildebene hinweg erzeugt. Obwohl die höheren Harmonischen erhebliche räumliche Empfindlichkeits-Änderungen beinhalten, sind ihre Profile alle komplexe Exponentiale des Einheitsmodulus, und sie führen nicht zu irgendwelchen Intensitätsänderungen in dem absoluten Amplitudenbild. (Mit anderen Worten, irgendein scheinbarer Verlust der Empfindlichkeit in dem reellen Kanal wird genau durch einen Empfindlichkeitsgewinn in dem imaginären Kanal kompensiert). SMASH-Rekonstruktionen beseitigen daher Intensitätsspitzen in Bereichen der Teilspulen-Überlappung zugunsten eines räumlich homogenen Bildprofils. Daher können empfindlichkeitsabhängige lineare Kombinationen unabhängig von SMASH als ein Verfahren zur Homogenitäts-Korrektur verwendet werden. Eine homogenitäts-korrigierte Version des Bildes in 6A kann durch eine lineare Kombination der Teilspulen-Bezugsbilder erzeugt werden, wobei die Gewichte verwendet werden, die für das Profil der nullten Harmonischen in 4A berechnet wurden. Roemer et al. haben einen alternativen Kombinations-Algorithmus zur Erzeugung von ein konstantes Signal aufweisenden Bildern aus Phasenanordnungen beschrieben, und SMASH-Bilder, die mit genauen räumlichen Harmonischen erzeugt wurden, werden ähnliche Intensitätsprofile haben.
Derartige Erwägungen der Bildintensitätsprofile werden hauptsächlich an dem Nenner des Signal-/Rausch-Verhältnisses berücksichtigt. Das Verhalten des Rauschens in SMASH-Bildern wird durch das Vorhandensein von Rauschkorrelationen unter den in verschiedener Weise kombinierten Datensätzen kompliziert gemacht, die in eine SMASH-Rekonstruktion eingehen. Das Rauschen von jeder der einzelnen Spulen wird (wenn auch mit unterschiedlichen Gewichten) in jedem der unterschiedlichen harmonischen zusammengesetzten Signalen wiedergegeben, und dies könnte zu Bedenken führen, dass irgendein Teil der Rauschspannungen sich kohärent addieren könnte. Wenn die Addition ausschließlich kohärent sein würde, das heißt wenn das Rauschen in jedes der zusammengesetzten Signale mit identischen Gewichten eingehen würde, so würde der Effektiv-Rauschwert den Wert für übliche Vollzeit-Erfassungen um die Quadratwurzel der Anzahl von Teilen übersteigen. Mit anderen Worten ist die obere Grenze der SNR-Einbuße aufgrund der Rausch-Korrelationen die Quadratwurzel des Zeiteinsparungsfaktors. In der Praxis werden jedoch die Signalkombinationen mit unterschiedlichen Sätzen der komplexen Gewichte gebildet, wodurch die Rauschkorrelationen erheblich unter diese theoretische Grenze verringert werden.
Abhängigkeit von Teilspulen-Empfindlichkeiten
In dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel hängt die SMASH-Abbildungstechnik von der Messung und Manipulation der Spulen-Empfindlichkeiten für ihre Erzeugung der räumlichen Harmonischen ab. Fehler in dem räumlichen Harmonischen können zu Alias-Antifakten und zu einer SNR-Beeinträchtigung führen (beispielsweise aufgrund einer Fehlanpassung und einer Mischung zwischen den räumlichen Frequenz-Komponenten des Bildes). Dies führt zu verschiedenen praktischen Fragen. Erstens müssen wir in der Lage sein, die Spulen-Empfindlichkeiten mit einem gewissen annehmbaren Grad an Genauigkeit abzuschätzen. Empfindlichkeitskarten von Phantombildern wurden für die hier beschriebenen SMASH-Rekonstruktionen verwendet. Wie dies weiter oben erläutert wurde, können auch numerische Simulationen der Spulen-Empfindlichkeit verwendet werden, wenn diese Simulationen in zuverlässiger Weise kalibriert wurden. Die Erfindung hat weiterhin die Verwendung anderer Techniken für die direkte Empfindlichkeitsabschätzung realisiert, unter Einschluss einer in-vivo-Abschätzung, unter Verwendung schneller Abtastungen mit niedriger Auflösung zum Zeitpunkt der in-vivo-Abbildung. Eine Tiefpassfilterung der Bilder könnte ebenfalls verwendet werden, um Empfindlichkeits-Karten zu liefern. Diese Techniken können für eine Kalibrierung, Normalisierung und Ableitung der Gewichte zur Schaltung der zusammengesetzten Signale automatisiert werden.
Eine weitere Einzelheit, die berücksichtigt werden muss, besteht darin, dass B₀- und B₁-Magnetfeld-Inhomogenitäten die tatsächlichen Spulen-Empfindlichkeitsprofile verzerren können und die Erzeugung der räumlichen Harmonischen stören können. Spin-Echo-Folgen, wie die TSE-Folge, die bei dieser Arbeit verwendet werden, haben den Vorteil, dass statische Feldinhomogenitäten neu fokussiert werden. Es wurde festgestellt, dass Gradientenecho-Sequenzen genauso gut arbeiten. Der von dem Anmelden verwendete Gewichts-Findungs-Algorithmus kompensierte automatisch in gewissem Ausmaß die Rest-Feld-Inhomogenität und erzeugte genaue räumliche Harmonische, selbst bei Vorliegen von systematischen Phasenoder Intensitäts-Fehlern. Tatsächlich hat sich herausgestellt, dass die Technik direkt nicht nur auf Spin-Echo-Folgen, wie zum Beispiel TSE, anwendbar ist, sondern auch auf verschiedene Varianten der Gradientenecho-Folgen, unter Einschluss von FISP und Standard-GRE.
Schließlich ergibt die Geometrie der Spulenanordnung bestimmte Beschränkungen hinsichtlich des Blickfelds (FOV), der Position und der Winkellage der Bildebenen, die für die SMASH-Rekonstruktion geeignet sind. Oberflächenspulen-Empfindlichkeitsprofile ändern sich mit der Entfernung von dem Spulenmittelpunkt, und obwohl Simulationen anzeigen, dass ein weiter Bereich von Bildebenen-Geometrien mit der SMASH-Rekonstruktion kompatibel ist, kann die Rekonstruktion beginnend bei großen Entfernungen und Winkeln abzufallen, an denen die Empfindlichkeits-Funktionen breit und asymmetrisch werden. Diese Zwangsbedingungen werden bei Vorliegen einer größeren Anzahl von Teilspulen erleichtert, deren Empfindlichkeiten eine gute Überdeckung des Abbildungsvolumens ergeben. Die Konstruktion der Hochfrequenz-Spulenanordnungen, die speziell für eine genaue und flexible Erzeugung der räumlichen Harmonischen zugeschnitten ist, trägt dazu bei, die vorstehend angegebenen Beschränkungen zu überwinden.
Insbesondere sieht SMASH die Verwendung von Spulenanordnungen mit mehreren Teilspulen vor, die sich in mehr als einer linearen Richtung erstrecken. Eine zweidimensionale Anordnung, wie zum Beispiel eine rechtwinklige N x M Anordnung, ermöglicht die Erzeugung von räumlichen Harmonischen entlang mehrfacher Richtungen und verringert Zwangsbedingungen hinsichtlich der Bildebenen-Position und der Winkellage. Umfalt-Anordnungen werden ebenfalls in Betracht gezogen, um die Erzeugung räumlicher Harmonischer in einer Ebene quer zur Körperebene zu ermöglichen. Eine Spulenanordnung mit einer Oberflächenanordnung auf der Oberseite des Körpers und einer weiteren Oberflächenanordnung auf der Unterseite, möglicherweise mit einer gewissen linearen Versetzung gegeneinander, ermöglicht eine Feinabstimmung der räumlichen Harmonischen in einer Ebene zwischen den beiden und hat den zusätzlichen Vorteil der Vergrößerung des Gesamt-SNR in einer derartigen Ebene. Eine eniveiterte Gitterspulen-Konstruktion kann weiterhin mit einem Empfindlichkeitsprofil ausgelegt werden, das näher an eine Sinusform angenähert ist. Alle derartigen Mehrspulen-Konfigurationen ermöglichen eine Verbesserung bei der Erzeugung der räumlichen Harmonischen und sie ermöglichen es weiterhin, dass eine größere Anzahl von unterschiedlichen Harmonischen erzeugt wird. Wie bei der beschriebenen Prototyp-Ausführungsform können die Teilspulen in diesen Anordnungen überlappend sein und können ein Ausgangssignal an eine niedrige Eingangsimpedanz aufweisende Verstärker liefern, wie dies erforderlich ist, um eine induktive Kopplung zu einem Minimum zu machen. Es ist weiterhin möglich, dass die einfache Maßnahme der Transformation der Spulen-Empfindlichkeiten zur Erzielung des Rekonstruktionsverfahrens für räumliche Harmonische nach SMASH in großen Anordnungen von Spulen von der Art angewandt werden kann, wie sie von M. R. Hutchinson und Raft im Jahr 1988 vorgeschlagen wurden und weiter von Kwiat, Einav und Navon beschrieben wurden, siehe oben.
Es sei jedoch beachtet, dass obwohl neuere Studien gezeigt haben, dass die Empfindlichkeitsvorteile von Phasenanordnungen einen Spitzenwert bei Spulenzahlen von weniger als 10 erreichen, die Vorteile der schnelleren Abbildung mit der SMASH-Abbildung durch Anordnungen mit einer größeren Anzahl von Spulen und mit neuen Spulen-Geometrien weiter vergrössert werden können. Wie man intuitiv aus den 3 und 4A erkennen kann, ist die Anzahl der Teilspulen, die für die Erzeugung der räumlichen Harmonischen erforderlich ist, um so größer, je höher die Frequenz der räumlichen Harmonischen ist. Dies ergibt sich teilweise, zumindest für einfache Teilspulen-Formen, daraus, daß die schärfsten Merkmale der resultierenden Empfindlichkeits-Funktion nur in der Größenordnung der Teilspulen-Abmessung sein kann. Wie dies weiter oben erwähnt wurde, kann die zusätzliche Empfindlichkeits-Information von zusätzlichen Spulen auch für die Feinabstimmung der räumlichen Harmonischen und die Verbesserung der Bildqualität verwendet werden.
Die SMASH-Technik bei Anwendung auf eine übliche NMR-Vorrichtung, wie sie weiter oben beschrieben wurde, ersetzt teilweise eine Gradienten-Phasen-Kodierung durch ein räumliches Kodierungsverfahren, das an die Detektionsspulen gebunden ist, wobei einige der räumlichen Modulationen, die unterschiedliche Phasenkodierungszeilen unterscheiden, durch die Kombination von Signalen von mehrfachen Spulen erzeugt werden, die oberhalb des Abbildungsvolumens oder um dieses herum angeordnet sind. Diese Verschiebung der Verantwortlichkeit von der Gradientengeometrie zur Spulengeometrie und von der Spin-Vorbereitungsstufe zur Stufe der Signaldetektion und -kombination ermöglicht die gleichzeitige Erfassung von mehrfachen Zeilen des k-Raumes. Eine Verbesserung der Bildgeschwindigkeit, der Auflösung oder des Blickfelds um einen Faktor von zwei, fünf, zehn oder mehr kann mit geeigneten Spulenanordnungen erwartet werden, die ausreichende Harmonische erzeugen.
Abgesehen von der Aussicht auf fortschreitend schnellere Erfassungen, hat SMASH eine Anzahl von praktischen Vorteilen als ein schnelles Abbildungsschema. Als eine teilweise parallele Erfassungsstrategie kann sie mit den meisten vorhandenen sequentiellen schnellen Abbildungstechniken für multiplikative Zeiteinsparungen kombiniert werden. Es ist keine spezielle Hardware, abgesehen von einer geeigneten Spulenanordnung, erforderlich.
Eine Ausführungsform von SMASH schließt eine Spulenanordnung zusammen mit einem digitalen Signalprozessor ein, der so konfiguriert ist, dass er die Ausgänge der Teilspulen mit geeigneten Gewichten kombiniert, wie dies vorstehend beschrieben wurde, und zwei oder mehr Ausgangssignale erzeugt, die jeweils eine zusammengesetzte räumliche Harmonische darstellen, wie dies weiter oben beschrieben wurde. Die Anordnung mit dem Prozessor kann dann direkt anstelle einer üblichen Empfangsspule eingesetzt werden, mit dem Unterschied, dass sie zwei oder mehr Zeilen von Daten für jeden Spin-Vorbereitungszyklus der MRI-Vorrichtung erzeugt. Als solche kann die Austauschspuleneinheit mit älteren MRI-Geräten zusammenwirken, um direkt die Erfassungszeit, das Blickfeld oder die Auflösung um einen Faktor von zwei oder mehr zu verbessern, ohne dass der aufwendige Magnet oder andere Spin-Vorbereitungs-Hardware des Geräts ersetzt werden müssen. Im Handel erhältliche oder speziell gebaute MR-Phasenanordnungen können sehr wohl ausreichen, um beträchtliche Zeiteinsparungen zu erzielen, und SMASH kann an Maschinen ausgeführt werden, die nicht mit wesentlich kostspieligeren magnetischen Verbesserungen ausgerüstet sind, wie zum Beispiel EPI-Gradientensysteme. Die Kombination der Teilspulen-Signale kann nach dem Ereignis durchgeführt werden, was einen weiten Bereich von Nachbearbeitungsschritten ermöglicht, unter Einschluss der Feinabstimmung der räumlichen Harmonischen, einer adaptiven Artifact-Korrektur oder, wie bei der vorliegenden Erfindung, einer Nicht-Fourier-Wavelet-Kodierung und Rekonstruktion. Weiterhin sei bemerkt, daß SMASH weiterhin vorsieht, dass sowohl zur Konstruktion der grundlegenden Teilspulen-Transformationen oder Gewichte als auch für irgendeine Abstimmung oder adaptive Einstellungen, die Erfindung einen digitalen Signalprozessor oder einen neuronalen Netzwerkprozessor zusätzlich zu den normalen Zusatzteilen der Steuerungs- und Verarbeitungsbaugruppe einschließen kann, um die Antwortsignale oder Spulensignale auszuwerten, und um die Signalkombination zur räumlichen Harmonischen in Echtzeit auszuführen. Selbst bei den einfachsten Beispielen ergeben die räumlich harmonischen Rekonstruktionen automatisch ein homogenes Intensitätsprofil für das rekonstruierte Bild, und dies kann für manche Abbildungsanwendungen vorteilhaft sein.
Die bei der SMASH-Erfassung gewonnene Zeit kann zum Sammeln von zusätzlichen Daten für eine bessere räumliche Auflösung und/oder ein besseres SNR verwendet werden, oder es können andererseits schnelle Erfassungen zur Beseitigung von Bewegungs-Artifakten aufgrund von sich bewegenden Strukturen in dem Blickfeld verwendet werden.
Die SMASH-Technik wurde vorstehend unter Bezugnahme auf eine Prototypen-Ausführungsform beschrieben, die Signale entsprechend zu räumlichen Harmonischen erzeugt, die zusätzliche k-Raum-Zeilen äquivalent zu den üblichen Gradientenschritten in einem Fourier-Transformations-Abbildungssystem und eine einfache Spulenanordnungs- und Verarbeitungsbaugruppe zur Verbesserung der Bildgeschwindigkeit, der Bildqualität oder des Blickfeldes ergeben. Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung ist auf Spulen und Prozessoren zur Erzeugung von räumlichen Wavelet-Darstellungen gerichtet, um MR-Abbildungsprözesse und – systeme zu ersetzen, zu ergänzen oder zu verbessern.

Claims

Verfahren zur Abbildung eines Bereiches eines Körpers durch Erfassung von MRI- (Magnetresonanzabbildungs-) Daten während mehrfacher Zyklen einer Kernspinresonanz- (NMR-) Aufbereitung und -messeng, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst: (i) Unterabtastung in einer Phasencodierungsrichtung eines reziproken Raumes, der mit dem Bildraum durch eine inverse Wavelet-Transformation verknüpft ist, durch Erfassen einer NMR-HF-Messsignalantwort gleichzeitig in jeder einer Anzahl von Oberflächenspulen mit unterschiedlichen räumlichen Empfindlichkeitsprofilen, wobei die Spulen derart angeordnet sind, dass ihre Empfindlichkeitsprofile bei linearer Kombination mit geeigneten Gewichtungen in zumindest zwei unterschiedlichen Weisen sich zumindest zwei unterschiedlichen Wavelet-Basisfunktionen nähern, wobei die Basisfunktionen an das Blickfeld angepaßt sind; wobei die Oberflächenspulen so angeordnet und/oder ihre Ausgänge so abgetastet werden, dass eine gegenseitige induktive Kopplung zu einem Minimum gemacht wird; (ii) lineares Kombinieren der HF-Messsignale von jeder der Oberflächenspulen unter Verwendung der geeigneten Gewichte in mehrere Sätze von zusammengesetzten NMR-Signalen, die jeweils einen Dateneintrag in dem reziproken Raum darstellen, wodurch die bereits gemessenen Signale mit den Gewichten rekombiniert werden, um außerdem Einträge zu konstruieren, die nicht getrennt gemessen wurden, wodurch eine vollständige Datenmatrix für den reziproken Raum erzeugt wird; (iii) Rekonstruieren eines MR-Bildes aus der vollständigen Datenmatrix.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der Schritt der Erfassung in den Oberflächenspulen den Empfang in zumindest einer einer zweidimensionalen Spulenanordnung, einer NxM-Spulenanordnung, einer umlaufenden Spulenanordnung und einer gestreckten Gitter-Spulenanordnung einschließt.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Perioden der Kernspinresonanz-Aufbereitung und Messung aus Spin-Echo-, Gradienten-Echo- und Burst-artigen Abbildungstechniken ausgewählt sind.
Magnetresonanzabbildung- (MRI-) Vorrichtung mit einem Magneten zur Ausbildung eines Magnetfeldes in einem Bereich eines Körpers; einer Anzahl von einzelnen Oberflächenspulen, die unterschiedliche räumliche Empfindlichkeitsprofile aufweisen, wobei die Spulen so angeordnet sind, dass ihre Empfindlichkeitsprofile bei linearer Kombination mit geeigneten Gewichten in zumindest zwei unterschiedlichen Weisen zumindest zwei unterschiedlichen Wavelet-Basisfunktionen angenähert sind, wobei die Basisfunktionen an das Blickfeld angepasst sind; wobei die Oberflächenspulen so angeordnet und/oder ihre Ausgänge so abgetastet sind, dass die gegenseitige induktive Kopplung zu einem Minimum gemacht wird; wobei die Vorrichtung weiterhin folgendes umfasst: Einrichtungen, die für eine Unterabtastung in einer Phasencodierungsrichtung eines reziproken Raumes ausgebildet sind, der mit Bildraum durch eine inverse Wavelet-Transformation verknüpft ist, durch Erfassen einer NMR-HF-Messsignalantwort gleichzeitig in jeder der Anzahl von Oberflächenspulen; Einrichtungen, die zur linearen Kombination der HF-Messsignale von jeder der Oberflächenspulen unter Verwendung der Gewichte zu mehreren Sätzen von zusammengesetzten NMR-Signalen ausgebildet sind, die jeweils einen Dateneintrag in dem reziproken Raum darstellen, wobei die bereits gemessenen Signale mit den Gewichten rekombiniert werden, um weiterhin Einträge zu konstruieren, die nicht getrennt gemessen wurden, wodurch eine Datenmatrix für den vollständigen reziproken Raum erzeugt wird; und Einrichtungen, die zur Rekonstruktion einer MR-Abbildung aus der vollständigen Datenmatrix ausgebildet sind.
Magnetresonanz-Abbildungs- (MRI-) Vorrichtung nach Anspruch 4, bei der die Einrichtungen, die zur linearen Kombination der Signale ausgebildet sind, die Signale in einer Durchflussweise kombiniert, während die Spin-Daten gesammelt werden.
Magnetresonanz-Abbildungs- (MRI-) Vorrichtung nach Anspruch 4, die weiterhin Einrichtungen zur Bestimmung der Gewichte umfasst, und bei der die zur Kombination ausgebildeten Einrichtungen eine Kombination entsprechend der Gewichte ausführen, die von den Bestimmungseinrichtungen bestimmt wurden.
Magnetresonanz-Abbildungs- (MR-) Vorrichtung nach Anspruch 6, bei der die Bestimmungseinrichtungen eine gespeicherte Tabelle von Gewichten für jeden einer Vielzahl von Abbildungsbereichen einschließen.
Magnetresonanz-Abbildungs-(MRI-) Vorrichtung nach Anspruch 4, bei der die Anzahl von Oberflächenspulen eine Anordnung mit einer Erstreckung von ungefähr 20 bis ungefähr 50 Zentimeter bildet, wobei die einzelnen Spulen der Anordnung jeweils eine Erstreckung unter ungefähr 20 Zentimetern aufweisen.