ES2201331T3

ES2201331T3 - Adquisicion simultanea de funciones de base especiales: formacion ultrarrapida de imagenes con grupos de bobinas de radiofrecuencia.

Info

Publication number: ES2201331T3
Application number: ES97948164T
Authority: ES
Inventors: Daniel Kevin Sodickson
Original assignee: Beth Israel Deaconess Medical Center Inc
Current assignee: Beth Israel Deaconess Medical Center Inc
Priority date: 1996-11-12
Filing date: 1997-11-05
Publication date: 2004-03-16
Anticipated expiration: 2017-11-05
Also published as: EP1015903A1; US5910728A; EP1243938A3; DE69722827T2; JP2001503662A; DE69722827D1; EP1243938A2; JP4044145B2; WO1998021600A1; AU5428698A; EP1015903B1

Abstract

Un método de formación de la imagen de una región de un cuerpo por medio de la captación de datos de MRI (formación de imagen por resonancia magnética "-¿Magnetic Resonance Imaging¿) durante múltiples ciclos de acondicionamiento de spin y de medida de NMR (resonancia magnética nuclear -¿Nuclear Magnetic Resonance¿), comprendiendo dicho método las etapas de: i) realizar un muestreo reducido, en una dirección de codificación en fase, de un espacio recíproco asociado al espacio de la imagen por una transformación inversa de forma de onda, por medio de la adquisición o captación de una respuesta de señal de medida de RF de NMR de forma simultánea en cada una de las múltiples bobinas de superficie, las cuales tienen perfiles de sensibilidad espacial diferentes, habiéndose dispuesto las bobinas de tal forma que sus perfiles de sensibilidad, cuando se combinan linealmente con factores de ponderación o pesos adecuados de al menos dos modos diferentes, se aproximan a al menos dos funciones básicas de forma de onda diferentes, habiéndose adecuado las funciones básicas al campo de visión; habiéndose colocado las bobinas de superficie y/o efectuándose un muestreo de sus salidas de tal forma que se minimice el acoplamiento inductivo entre ellas; ii) combinar linealmente las señales de medida de RF procedentes de cada una de las bobinas de superficie, utilizando dichos factores de ponderación adecuados en una pluralidad de conjuntos de señales de NMR compuestas, cada una de las cuales representa una entrada de datos en dicho espacio recíproco, por lo que las señales ya medidas se recombinan con dichos factores de ponderación con el fin de construir asimismo entradas que no hayan sido medidas de forma independiente, generando con ello una matriz de datos de espacio recíproco completa; iii) reconstruir una imagen de MR a partir de dicha matriz de datos completa.

Description

Adquisición simultánea de funciones de base especiales: Formación ultrarrápida de imágenes con grupos de bobinas de radiofrecuencia.

Antecedentes

Esta invención se refiere generalmente a la formación de imágenes por resonancia magnética (MRI -"Magnetic Resonance Imaging") sirviéndose del fenómeno de la resonancia magnética nuclear (NMR -"Nuclear Magnetic Resonance"). En particular, está dirigida a un método y a su correspondiente aparato para capturar y proporcionar de una forma más eficiente datos de MRI adecuados para ser utilizados en procedimientos de formación de imágenes de múltiples dimensiones.

La MRI es, en la actualidad, una técnica ampliamente aceptada, de gran importancia en medicina y comercialmente viable para obtener imágenes de vídeo digitalizadas que son representativas de los tejidos y estructuras del interior del cuerpo. Existen un gran número de soluciones disponibles en el mercado, y se han producido numerosas publicaciones que describen éstas y otras implementaciones de la MRI. Muchas de ellas se sirven de técnicas de transformación de Fourier de múltiples dimensiones que son bien conocidas en la actualidad por los expertos de esta técnica.

En general, los dispositivos de MRI establecen un campo magnético homogéneo y constante, aplican un gradiente de campo de sobrecarga específico adicional en un plano o región conocidos de interés, a fin de orientar en una determinada dirección los espines de los núcleos, y aplican un impulso o una secuencia de impulsos de radiofrecuencia para perturbar los núcleos. Estos núcleos, en el seno del gradiente de campo de polarización conocido, emiten una señal de radiofrecuencia (RF) en una banda específica, determinada por la distribución de campo magnético, y estas emisiones de radiofrecuencia son detectadas por bobinas receptoras y almacenadas como una línea de información en una matriz de datos conocida como la matriz del espacio k. La matriz completa se construye por medio de ciclos sucesivos de acondicionamiento o preparación de los spines, perturbación de los mismos y recogida de emisiones de radiofrecuencia. Se genera a continuación una imagen a partir de esta matriz por medio de la transformación de Fourier, la cual convierte la información de frecuencia presente en las oscilaciones de radiofrecuencia en información espacial que representa la distribución de los espines de los núcleos en el tejido o en otro material del cual se están obteniendo las imágenes.

La formación de imágenes de resonancia magnética ha demostrado ser una valiosa herramienta de diagnóstico clínico en una amplia variedad de sistemas orgánicos y de procesos pato-psicológicos. A partir de los datos de la MR, es posible recoger información tanto anatómica como funcional, y se siguen desarrollando nuevas aplicaciones con cada mejora de la técnica y tecnología básicas de la formación de imágenes. A medida que los avances tecnológicos han ido mejorando la resolución espacial obtenible, por ejemplo, ha sido posible obtener y evaluar imágenes de detalles anatómicos cada vez más sutiles utilizando la MR. Al mismo tiempo, las rápidas secuencias de formación de imágenes han reducido los tiempos de formación de la imagen en tal medida que es posible visualizar en la actualidad muchas estructuras en movimiento sin ruido o aberraciones debidas al movimiento significativas.

A menudo, sin embargo, se da un compromiso entre la resolución espacial y el tiempo de formación de la imagen, puesto que las imágenes de mayor resolución requieren un tiempo de adquisición o captación más largo. Este equilibrio entre resolución espacial y temporal resulta de particular importancia en la MR cardiaca, en la cual deben discernirse, por ejemplo, los finos detalles de la anatomía arterial coronaria en la superficie de un corazón que late rápidamente. Una imagen de alta resolución adquirida a lo largo de una fracción grande del ciclo cardiaco se verá borrosa y distorsionada por el movimiento en masa del corazón, mientras que una imagen muy rápida puede no tener la resolución necesaria para trazar el recorrido y evidencia de las arterias coronarias. Algunas de las secuencias de formación de imágenes más rápidas que se llevan a cabo en la actualidad, tales como la formación de imágenes plana por eco (EPI -"Echo Planar Imaging"), se encaminan al objetivo de proporcionar imágenes con una resolución razonable en una corta fracción adecuada del ciclo cardiaco. Se han llevado a cabo también otras tentativas para eliminar los efectos del movimiento cardiaco, incluyendo la segmentación del espacio k, en la cual la adquisición de la imagen se divide en varios ciclos cardiacos con selección de señal de ECG (electrocardiograma), a fin de garantizar que el corazón se encuentra en la misma fase de sístole o de diástole durante la adquisición de cada segmento. Las imágenes cinéticas o fotogramas de las múltiples fases cardiacas pueden componerse unas con otras por medio de esta técnica, al producirse en cada ciclo cardiaco captaciones parciales para las diferentes fases. Un problema de este tipo de técnicas es que el movimiento provocado por la respiración puede alterar la posición del corazón en el curso de varios ciclos cardiacos. Se desajustarán entonces las captaciones parciales, y se producirán como resultado aberraciones. En un intento de suprimir o ajustar el movimiento respiratorio, se han intentado técnicas tanto de aguante de la respiración como de restricción de la respiración y de restricción del eco del navegador, y todas estas técnicas han tenido éxito en cierta medida. Sin embargo, una estrategia para la formación de imágenes que permita captar imágenes de alta resolución de un modo confortable dentro de una o dos fases del ciclo cardiaco evitaría muchas de las dificultades y de las aberraciones resultantes asociadas a estas técnicas de compensación.

La velocidad con que pueden adquirirse imágenes de resonancia magnética (MR -"Magnetic Resonance") se ha incrementado ya drásticamente a lo largo de la década pasada. Las mejoras en la velocidad pueden atribuirse a una combinación de avances en las tecnologías de construcción y manejo de imanes, e innovaciones en la estrategia de la formación de imágenes. Los gradientes de campo magnético fuertes y de conmutación rápida, así como la electrónica de alta velocidad han permitido que los intervalos entre las recogidas de datos se vean reducidos significativamente. Entretanto, las rápidas secuencias de eco de gradiente y de eco de spin han reducido el tiempo de adquisición de imágenes, al permitir efectuar muestreos de porciones mayores del espacio k después de cada excitación de spin. La formación de imágenes plana por eco (EPI), el disparo o toma rápida de ángulo bajo (FLASH -"Fast Low-Angle Shot"), la formación de eco de spin turbo (TSE -"Turbo Spin Echo") y las técnicas de formación de imagen en espiral permiten, todas ellas, intervalos muy cortos entre la adquisición de puntos de datos sucesivos. La familia de secuencias DUFIS, OUFIS, RUFIS y BURST reducen adicionalmente el tiempo de adquisición de imágenes, al eliminar los retardos temporales en los que se incurre durante la conmutación del gradiente y la formación de los ecos. Pueden encontrarse detalles de las ocho técnicas anteriormente mencionadas en las siguientes publicaciones: P. Mansfield, Multiplanar image formation using NMR spin echoes ("Formación de imágenes en múltiples planos utilizando ecos de spin de NMR"), J. Phys. C. 10, L55-58 (1977); A Haase, J. Frahm, D. Mattaei, W. Hanicke, K. D. Merboldt, FLASH imaging: rapid NMR imaging using low flip-angle pulses ("Formación de imágenes tipo FLASH: formación de imágenes de NMR rápida utilizando impulsos de ángulo de oscilación bajo"), J. Magn. Reson. 67, 256-266 (1986); J. L. Listerud, S. Einstein, E. Outwater, H. Y. Kressel, First principles of fast spin echo ("Principios básicos de formación de eco de spin rápido"), Magn. Reson. Q. 8, 199-244 (1992); C. Meyer, B. Hu, D. Nishimura, A. Macovski, Fast spiral coronary artery imaging ("Formación de imágenes rápida y en espiral de arteria coronaria"), Magn. Reson. Med. 28, 202-213 (1992); I. J. Lowe, R. E. Wysong, DANTE ultrafast imaging sequence (DUFIS) ("Secuencia de formación de imágenes ultrarrápida DANTE"), J. Magn. Reson. Ser. B 101, 106-109 (1993); L. Zha, I. J. Lowe, Optimized ultra-fast imaging sequence (OUFIS) ("Secuencia de formación de imágenes ultrarrápida optimizada"), Magn. Reson. Med. 33, 377-395 (1995); D. P. Madio, I. J. Lowe, Ultra-fast imaging using low flip angles and FIDs ("Formación ultrarrápida de imágenes utilizando ángulos de oscilación bajos y FIDs"), Magn. Reson. Med. 34, 525-529 (1995); y J. Hennig, M. Hodapp, Burst imaging ("Formación de imágenes por perturbación"), MAGMA 1, 39-48 (1993).

Por otra parte, la propuesta de incrementar la velocidad de la formación de imágenes de MR constituye un reto, ya que las técnicas rápidas de formación de imágenes anteriormente mencionadas han alcanzado ya una eficacia impresionante. Todas estas técnicas permiten conseguir intervalos muy cortos entre la captación de los sucesivos puntos de datos, y, por tanto, no pierden mucho tiempo en acumular los datos para la matriz espacio k requerida para generar una imagen. En las imágenes de EPI codificadas en flujo, por ejemplo, la totalidad de la matriz de espacio k compleja se llena en una única excitación de spin (que es seguida por múltiples ciclos de acondicionamiento de spin que implican la aplicación de múltiples gradientes de campo escalonados), y la matriz de imagen resultante queda, de la misma manera, "llena", con la información de utilidad almacenada tanto en el canal real como en el imaginario. Una propiedad común de casi todas las técnicas de formación de imagen rápida que se utilizan en la actualidad, sin embargo, es que todas ellas adquieren los datos de una forma secuencial. Tanto si el conjunto de datos requeridos, es decir, la matriz de datos del espacio k, se rellena en una configuración de entramado de formación de imagen rectangular, en una configuración espiral, en una serie rápida de barridos de línea, o bien siguiendo algún otro orden nuevo, ésta se adquiere punto por punto y línea por línea.

Esto es, que la técnica anterior de la formación de imágenes de MR rápida se ha concentrado en incrementar la velocidad de la adquisición secuencial reduciendo los intervalos entre las líneas de barrido. Las modificaciones de las secuencias de impulsos o de los gradientes de campo magnético han proporcionado una mejora gradual de la velocidad de la formación de imágenes al permitir un barrido secuencial más rápido del espacio k, pero estas mejoras se encuentran con límites debidos a los intervalos necesarios para crear, conmutar o medir los campos magnéticos o las señales implicadas en la adquisición de los datos. Resultaría, en consecuencia, difícil idear una técnica secuencial que tuviera una eficiencia significativamente mejor que las técnicas de formación de imágenes rápidas empleadas en la actualidad.

Se han propuesto hasta la fecha varios esquemas de formación de imágenes rápida que se sirven de la adquisición simultánea de datos en múltiples bobinas de RF, tal como se describen en las publicaciones: D. Kwiat, S. Einav, G. Navon, A decoupled coil detector array for fast image acquisition in magnetic resonance imaging ("Una matriz de detectores de bobina desacoplados para la adquisición rápida de imágenes en la formación de imágenes de resonancia magnética"), 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 ("Evaluación experimental preliminar de un procedimiento de formación de imágenes de fuente inversa que utiliza una matriz de detectores de bobina desacoplados para la formación de imágenes de resonancia magnética"), Med Eng Phys, 17, 257-263 (1995); J. W. Carlson, T. Minemura, Imaging time reduction through multiple receiver coil data acquisition and image reconstruction ("Reducción del tiempo de formación de imágenes a través de adquisición de datos por múltiples bobinas receptoras y la reconstrucción de las imágenes"), Magn Reson Med, 29, 681-688 (1993), y en la Patente norteamericana Nº 4.857.846; y en J. B. Ra, C. Y. Rim, Fast imaging using subencoding data sets from multiple detectors ("Formación de imágenes rápida utilizando conjuntos de datos sub-codificados procedentes de detectores múltiples"), Magn Reson Med, 30, 142-145 (1993). Estas soluciones han ofrecido la promesa de un ahorro significativo en los tiempos de adquisición de las imágenes.

Carlson y Minemura describen un ahorro del tiempo de adquisición doble utilizando dos bobinas de cuerpo, o situadas dentro del cuerpo, dispuestas en haz. En su solución, se recogen simultáneamente conjuntos parciales de datos en las dos bobinas, una de las cuales es de una sensibilidad homogénea, y la otra de las cuales presenta un gradiente lineal en su sensibilidad. Se generan líneas vacantes o vacías en el espacio k utilizando una expansión en serie en términos de otras líneas codificadas en fase. Esta solución que utiliza bobinas de cuerpo parece requerir la adquisición de una parte significativa de los datos para la matriz de espacio k parcial antes de que pueda ser rellenada cualquiera de las líneas vacantes en el post-procesamiento, y, de esta forma, no permite que las líneas vacantes sean completadas conforme llegan los datos, en tiempo real. La solución se sirve de la información de la sensibilidad de la bobina, en lugar de servirse de alguna porción de las etapas de codificación en fase de gradiente, pero tiene desventajas. Las bobinas utilizadas por Carlson y Minemura son bobinas de cuerpo (situadas dentro del cuerpo), las cuales proporcionan una cobertura o alcance en un gran volumen pero una sensibilidad global más baja que las bobinas de superficie, y resultará difícil aumentar su número para mejorar los ahorros de tiempo.

La solución de Ra y Rim comprende una técnica de captación simultánea en la cual se adquieren imágenes de FOV (campo de visión -"Field-Of-View") reducido en múltiples bobinas de un conjunto, y la distorsión espuria de Nyquist producida en esas imágenes se revierte o deshace con referencia a la información de sensibilidad de bobina integrante. El procedimiento para deshacer o revertir la distorsión espuria comprende una inversión de matriz píxel por píxel (punto de imagen por punto de imagen), a fin de regenerar el FOV completo a partir de múltiples copias de los datos de imagen distorsionados de forma espuria. La técnica de "sub-codificación" de Ra y Rim se basa en estimaciones de las sensibilidades de las bobinas componentes, llevando a cabo de forma efectiva el ensayo de la sensibilidad en cada punto de imagen (píxel). Esta solución punto de imagen por punto de imagen puede conducir a la aparición de aberraciones locales; por ejemplo, la inversión de la matriz puede empezar a fallar en regiones de baja sensibilidad. Además, por su propia naturaleza como solución de reversión de la distorsión espuria punto de imagen por punto de imagen, el método de Ra y Rim es de computación intensiva y está limitado al post-procesamiento, ya que se requiere que todos los datos de imagen estén presentes antes de que pueda emprenderse la reconstrucción.

En un área relacionada, se ha venido utilizando la recogida de señal de múltiples bobinas en los sistemas de conjunto ordenado en fase de MR, tal y como se divulga en las publicaciones: P. B. Roemer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes, S. P. Souza y O. M. Mueller, The NMR phased array ("El conjunto ordenado o matriz de NMR"), Magn. Reson. Med., 16, 192-225 (1990); C. E. Hayes y P. B. Roemer, Noise correlations in data simultaneously acquired from multiple surface coil arrays ("Correlaciones de ruido en datos adquiridos simultáneamente a partir de conjuntos ordenados o matrices de múltiples bobinas de superficie"), Magn. Reson. Med., 16, 181-191 (1990); C. E. Hayes, N. Hattes y P. B. Roemer, Volume imaging with MR phased arrays ("Formación de imágenes de volumen con matrices en fase de MR"), Magn. Reson. Med., 18, 309-319 (1991). El contenido de información incrementado de las múltiples señales que se reciben en tales sistemas se ha venido utilizando para incrementar la relación de señal a ruido (SNR -"Signal-to-Noise Ratio") de las imágenes de MR. Desde su descripción inicial, las matrices en fase han venido siendo objeto de un uso creciente en la formación de imágenes de MR clínica. Por ejemplo, las mejoras en la SNR proporcionadas por las matrices en fase han permitido avances significativos en la formación de imágenes del sistema vascular pulmonar, tal como se ha divulgado por parte de T. K. F. Foo, J. R. MacFall, C. E. Hayes, H, D, Sostman y B. E. Slayman, en Pulmonary vasculature: single breath-hold MR imaging with phased coil arrays ("Sistema vascular pulmonar: formación de imágenes de MR con una sola retención de la respiración utilizando matrices de bobinas en fase"), Radiology 183, 473-477 (1992). Hasta ahora, con un pequeño número de excepciones notables, el grueso de las aplicaciones de matriz en fase han estado encaminadas a una sensibilidad incrementada, y el esfuerzo dirigido a mejorar la velocidad o resolución de la adquisición de las imágenes ha sido escaso.

Sumario de la invención

Un sistema de MRI de acuerdo con la presente invención se sirve de un sistema de recogida de datos de múltiples bobinas con el fin de adquirir una cierta porción de una matriz de espacio recíproco en paralelo, en lugar de hacerlo secuencialmente en el tiempo. Las señales se obtienen de una multiplicidad de bobinas de RF (radiofrecuencia), cada una de las cuales ocupa una posición diferente con respecto al volumen del que se toman las imágenes, teniendo, en consecuencia, cada una de ellas una sensibilidad espacial diferente pero que al menos se superpone parcialmente con las otras. Las múltiples bobinas se colocan, y/o se toma una muestra de sus salidas, de una manera tal, que minimiza el acoplamiento inductivo, pero no es necesario que abarquen individualmente toda la región de interés ni que sean completamente independientes. Las señales recogidas por esta pluralidad de bobinas se combinan a continuación con ponderaciones elegidas de forma apropiada, a fin de producir dos o más señales compuestas, cada una de las cuales se aproxima a una forma de onda.

En la siguiente descripción, la invención se explicará principalmente haciendo referencia a "harmónicos espaciales", en lugar de a ondas pequeñas. Sin embargo, la presente invención, tal como se define por las reivindicaciones, está dirigida únicamente al uso de ondas pequeñas, y no al uso de harmónicos espaciales, es decir, que cualesquiera ejemplos en los cuales se utilicen harmónicos espaciales se presentan meramente con el propósito de ilustrar los principios de la invención, pero no constituyen verdaderas realizaciones de la presente invención.

Tal como aquí se utiliza, la expresión "harmónico espacial" se refiere a una variación senoidal y/o cosenoidal de la sensibilidad espacial con una longitud de onda que es una fracción entera de la extensión del campo de vista. Cada línea de las señales compuestas harmónicas espaciales constituye una línea adicional de una matriz de espacio k que requerirá una etapa de gradiente diferenciada en una adquisición de MR convencional. De esta forma, el uso de dichas combinaciones de señal elimina la necesidad de algunas de las etapas de gradiente convencionales. La técnica que se sirve de harmónicos espaciales recibe aquí el nombre de SMASH ("Si Multaneous Acquisition of Spatial Harmonics" -Adquisición Simultánea de Harmónicos Espaciales), y puede ser utilizada para reducir los tiempos de adquisición de imágenes por un factor multiplicativo sin un sacrificio significativo de la resolución espacial o de la relación entre señal y ruido (SNR). La presente invención, sin embargo, incluye únicamente realizaciones de forma de onda que no son de Fourier, y en las cuales las señales de bobina son transformadas o combinadas con unas ciertas ponderaciones a fin de obtener señales compuestas, cada una de las cuales corresponde a una forma de onda que no es de Fourier, o no- Fourier.

La técnica de SMASH se lleva a la práctica en un aparato de formación de imágenes de MR, y utiliza combinaciones lineales de las señales simultáneamente adquiridas desde múltiples bobinas de superficie para generar una multiplicidad de conjuntos de datos con desviaciones o desalineaciones diferenciadas en el espacio k. La matriz de espacio k completa se reconstruye intercalando estos conjuntos de datos desplazados, y se genera, en consecuencia, una imagen tan solo con una fracción del número habitual de etapas de codificación de fase de gradiente. Por tanto, es posible reducir el tiempo total de adquisición de imágenes, o bien puede incrementarse en esta misma fracción el tiempo la cantidad total de datos generados durante un tiempo de adquisición fijo.

Conceptualmente, la técnica de SMASH puede ser considerada como una codificación de fase de gradiente de reemplazo parcial que se lleva a cabo por medio de un procedimiento de codificación espacial asociado al aparato de detección. En la SMASH, algunas de las modulaciones espaciales que distinguen normalmente las líneas codificadas en fase de forma diferente se generan, en lugar de ello, por modulación en amplitud, que resulta de las combinaciones de señales componentes procedentes de múltiples bobinas dispuestas por encima o por debajo del volumen del que se han de tomar las imágenes. En el aspecto computacional, al desplazar la capacidad de respuesta, o responsividad, ante la codificación espacial desde la etapa de preparación de los espines a la etapa de detección y combinación de las señales, se tiene la posibilidad de combinar las múltiples señales simultáneamente adquiridas, ya sea inmediatamente, sobre la marcha, ya sea a posteriori, para generar múltiples harmónicos espaciales diferentes. De esta manera, se adquieren simultáneamente múltiples líneas en el espacio k, en un esquema de adquisición paralelo en lugar de puramente secuencial.

Un aparato representativo que implementa la invención adquiere simultáneamente señales parciales procedentes de múltiples bobinas dispuestas en un conjunto ordenado de bobinas de superficie, y las combina para obtener dos o más combinaciones ponderadas de forma diferente que representan de forma precisa algunas ondas pequeñas. Los factores o pesos de la ponderación pueden ser generados por cálculos teóricos basados en la geometría de las bobinas, o bien pueden ser deducidos por un protocolo de calibración que se lleva a cabo en una imagen de un objeto ficticio, o en un barrido previo, en el instante de la formación de imágenes en vivo (de casos reales). El protocolo de calibración se sirve de un algoritmo de optimización numérica para determinar los coeficientes de la combinación lineal de señal que mejor se aproxima a las ondas pequeñas deseadas. Una vez que se han formado las combinaciones de señal de forma de onda, se rellenan o completan las entradas vacantes en el espacio recíproco, y la imagen de MR convencional se genera por medio de la transformación de forma de onda inversa de la matriz de datos expandida. Las bobinas utilizadas en el conjunto ordenado de bobinas son bobinas de superficie, es decir, bobinas que se colocan sobre la superficie del cuerpo y que están diseñadas para captar la señal de MR de forma eficaz a lo largo de una región limitada de interés. Dichas bobinas de superficie tienen típicamente una extensión espacial del orden de entre 5 y 50 cm.

Breve descripción de los dibujos

Éstas y otras características de la invención se comprenderán a partir de la descripción que aquí se aporta, leída a la luz de la técnica anterior y en combinación con los dibujos que ilustran la invención, en los cuales:

la Figura 1 ilustra un aparato general de MR que tiene características comunes a la invención y a la técnica anterior;

la Figura 2 ilustra un esquema de recogida o adquisición de datos convencional;

la Figura 2A ilustra la adquisición de datos de la técnica de SMASH;

la Figura 2B ilustra un conjunto ordenado de bobinas receptoras según la técnica de SMASH y la geometría correspondiente en el plano de la imagen;

la Figura 3 ilustra otro conjunto ordenado de bobinas receptoras según la técnica de SMASH, conjuntamente con las sensibilidades de las bobinas y la construcción de las sensibilidades espaciales a partir de las bobinas integrantes;

la Figura 4 ilustra imágenes formadas a partir del conjunto ordenado de bobinas de la Figura 2B, y las sensibilidades complejas de las bobinas;

la Figura 4A ilustra el ajuste de harmónicos espaciales con funciones de sensibilidad de bobina ponderadas;

las Figuras 5 y 5A muestran el procesamiento y las imágenes representativas obtenidas con la señal procedente de un conjunto de bobinas no optimizadas, así como el procedimiento de ajuste de la Figura 4A en un ejemplo de la técnica de SMASH;

las Figuras 6A y 6B muestran imágenes de MR de una evanescencia confeccionada, respectivamente, mediante procedimientos de la técnica anterior y de la técnica SMASH; y

\newpage

las Figuras 7A y 7B muestran imágenes de MR de la cabeza de una persona, realizadas, respectivamente, por procedimientos de la técnica anterior y de la técnica SMASH.

Descripción detallada

La invención se ilustra en lo que sigue con referencia a la técnica SMASH, la cual, sin embargo, no es, como tal, una realización de la presente invención, puesto que la presente invención está dirigida al uso de ondas pequeñas que no son de Fourier, en lugar de harmónicos espaciales.

La Figura 1 ilustra esquemáticamente un sistema de MRI (Formación de imágenes por resonancia magnética -"Magnetic Resonance Imaging") 10, el cual incluye el conjunto magnético estático habitual, bobinas de gradiente y bobinas de RF (radiofrecuencia) trasmisoras que se designan colectivamente por la referencia 12, bajo el control de un procesador 14, el cual se comunica típicamente con un operario a través de una estación de trabajo de teclado / control convencional 16. Estos dispositivos emplean generalmente un sistema de múltiples procesadores para llevar a cabo la regulación temporal especializada y otras funciones en el sistema de MRI 10, como se apreciará. En consecuencia, tal como se ilustra en la Figura 1, un procesador de imagen de MRI 18 recibe datos digitalizados que representan las respuestas de NMR (Resonancia Magnética Nuclear -"Nuclear Magnetic Resonance") de RF desde una región objeto de examen (por ejemplo, un cuerpo humano 1) y, típicamente a través de un procedimiento de transformación múltiple de Fourier bien conocido en la técnica, calcula una imagen visual digitalizada (por ejemplo, un conjunto ordenado o matriz bi-dimensional de elementos de imagen o píxeles, cada uno de los cuales presenta diferentes gradaciones de valores de gris y de valores de color, o similares), la cual se presenta entonces visualmente de una forma convencional, o bien se imprime, en un dispositivo de presentación visual 18a.

En cuanto a dicho funcionamiento global, el aparato es en gran medida convencional. Sin embargo, en la técnica de SMASH, la adquisición básica de datos de RF se modifica y se altera el procesamiento de señal subsiguiente, al encargarse una pluralidad de bobinas de superficie 20a, 20b, ..., 20i de proporcionar la recepción simultánea de señal, conjuntamente con los canales correspondientes de procesamiento de señal y de digitalización. El procesador recombina los valores recogidos en dos o más harmónicos espaciales, a partir de los cuales se desarrollan una multiplicidad de líneas de la matriz de señal. Esta recombinación puede llevarse a cabo en tiempo real, conforme llegan los datos, o bien a posteriori, a través del post-procesamiento, como es conveniente una vez que se dispone del aparato y de la información de calibración.

El funcionamiento de la técnica de SMASH se comprenderá mejor a partir de una descripción de la codificación en fase de gradiente en el procesamiento convencional, y de su comparación con la codificación espacial producida por la modulación en amplitud de las múltiples señales de bobina en la SMASH y la consideración de la información disponible en los harmónicos espaciales.

En el caso general, la señal de resonancia magnética para un plano con densidad de spin

\rho (x, y)

y sensibilidad de bobina

C(x, y)

puede escribirse como sigue:

[1]S(k_{x}, k_{y}) = \int\int dxdyC(x, y) \rho (x, y)exp{-ik_{x}x-ik_{y}y} = (k_{x}, K_{y})\otimes\rho ^ (k_{x}, k_{y})

donde

k_{x} = \gamma G_{x}t_{x}

y

ky = \gamma G_{y}t_{y}

\newpage

como es habitual, siendo \gamma la relación giromagnética.

G_{x}

y

G_{y}

son las magnitudes de los gradientes x e y, y

t_{x}

y

t_{y}

los tiempos empleados en los gradientes x e y, respectivamente. Aquí, la función de excitación de spin, así como los efectos de la relajación, se han incorporado en una función de sensibilidad específica de secuencia de impulsos C. El símbolo

\otimes

indica una convolución. Para las regiones de la muestra en las cuales la sensibilidad de la bobina es a grandes rasgos homogénea, es posible escribir

C(x, y) = 1,

y

S(k_{x}, k_{y})

es igual a

\rho ^(kx, ky),

la transformada de Fourier espacial de la función de densidad de spin. Una transformada doble de Fourier con respecto a

k_{x}

y a

k_{y}

reconstruye la imagen habitual de densidad de spin

\rho(x, y).

En un método de formación de imágenes de alabeo o combadura de fase de la técnica anterior, se produce una matriz de espacio k de información codificada en frecuencia y codificada en fase, tal como se representa generalmente en la Figura 2, para el plano de imagen de interés, con líneas sucesivas representadas por una línea ancha horizontal correspondiente a un valor de gradiente de codificación de fase diferente. Cada etapa de codificación de fase corresponde a una modulación espacial distinta, y estas modulaciones espaciales se representan esquemáticamente por las curvas de la izquierda de la Figura.

Las bobinas receptoras de resonancia magnética generales de la técnica anterior, especialmente las bobinas de superficie, no tienen una sensibilidad uniforme. Las señales procedentes de diferentes regiones del volumen que se está representando en imágenes producen diferentes corrientes en una bobina de RF, guardando una relación sencilla la variación espacial de la sensibilidad con la inhomogeneidad del campo de RF producido por la bobina a lo largo del volumen de la muestra. Para una bobina de superficie de forma circular convencional, existe una sensibilidad de "punto dulce" centrada aproximadamente a una distancia de un diámetro por debajo de la bobina, con una disminución monótona de la sensibilidad al aumentar las diferencias de fases en todas las direcciones. Los protocolos de formación de imágenes tradicionales colocan a menudo la bobina receptora de forma el tejido objeto quede en su región de sensibilidad máxima.

El solicitante constató, sin embargo, que, cuando se recoge una señal por medio de una cierta combinación de bobinas que tienen un perfil de sensibilidad espacial senoidal o cosenoidal agregado, la señal de MR procedente de estas bobinas tendrá un contenido de información algo diferente del de la señal de bobina normal, y que, si se separan una o más señales recogidas correspondientes a harmónicos espaciales puros, éstas pueden ser utilizadas para llenar una porción mayor del espacio de datos que lo que se hace convencionalmente. Una combinación compleja de perfiles de sensibilidad cosenoidal y senoidal proporcionaría:

[2]C(x, y) = exp \{iK_{y}y\}= cosK_{y}y + isenK_{y}y

donde

K_{y}

K_{y} i

es la frecuencia espacial de la sensibilidad de la bobina no homogénea. Para la señal de MR, se tendrá entonces:

[3]S(k_{x}, k_{y}) = \int\intdxdy\rho(x, y)exp{-ikxx-i(k_{y}-K_{y})y} = \rho^(k_{x}, k_{y}-K_{y})

En otras palabras, la señal de MR combinada procedente de las bobinas no homogéneas es desplazada en el espacio k en una cantidad

-K_{y}.

Este desplazamiento en el espacio k se tiene precisamente la misma forma que el desplazamiento de codificación de fase producido por la evolución en un gradiente y de magnitud

\gammaG_{y}t_{y} = -K_{y}.

De esta forma, cuando esta señal desplazada se adquiere simultáneamente con la señal habitual procedente de una bobina homogénea, se gana una línea extra en el espacio k para cada aplicación de los gradientes x e y. La SMASH aprovecha este resultado para convertir las señales recogidas en un conjunto de bobinas de superficie en señales harmónicas espaciales, y llenar múltiples líneas del espacio k a partir de cada recogida de señales. Si se genera uno de tales harmónicos además de la señal homogénea (de armónico de orden cero), entonces es posible aplicar la mitad del número de etapas de gradiente y para acumular la matriz de espacio k completa necesaria para la adquisición de las imágenes. Cuando se añaden harmónicos de orden más alto, de mayor

K_{y},

el número de etapas de gradiente y necesarias se reduce adicionalmente. Para una disposición de múltiples bobinas que representa M harmónicos espaciales añadidos a la señal homogénea, el tiempo de adquisición se reduce en un factor entero de M + 1. Si se utilizan ambos exponenciales, positivo y negativo,

[4]C\pm (x, y) = exp \{\pm iK_{y}y\} = cosK_{y}y \pm isenK_{y}y

aparece una línea extra en un intervalo

K_{y}

por encima y por debajo de cada línea codificada en gradiente. La geometría del espacio k de esta estrategia de adquisición se ilustra en la Figura 2A.

De esta forma, si se tuviera la posibilidad de recoger una señal por medio de una bobina con una forma tal, que la respuesta que captara tuviera la forma o perfil de un tal harmónico espacial, ello conduciría directamente a una entrada del espacio k correspondiente a una de las medidas de acondicionamiento de spin habituales; un conjunto ordenado o matriz de dichas bobinas podría adquirir simultáneamente varias líneas de datos.

El Solicitante ha constatado, por añadidura, que la sensibilidad de cada bobina individual en un conjunto ordenado no necesita ser estrictamente sinusoidal, siempre y cuando la sensibilidad neta del conjunto ordenado permita la construcción de harmónicos que tengan la forma sinusoidal deseada. Esta constatación suaviza significativamente las restricciones sobre el diseño de las bobinas y su disposición, y, en combinación con un procedimiento de calibración o normalización, permite que las señales procedentes de múltiples bobinas, que tienen una amplia variedad de formas y geometrías, sean combinadas de varios modos para proporcionar señales netas con múltiples perfiles de sensibilidad sinusoidales.

La Figura 2B ilustra la geometría del conjunto ordenado de bobinas y del plano de imagen. Se utiliza un conjunto de tres bobinas adyacentes con salidas de bobina independientes, dispuestas en un conjunto ordenado superficial que se extiende generalmente a lo largo de la región y de los planos de interés. El paciente se coloca en posición y se aplican los campos de preparación de spin, al objeto de acondicionar un plano P, el cual, a modo de ejemplo, puede intersecar la cabeza del paciente con el fin de representar en imágenes los vasos sanguíneos de la misma, o puede interceptar una región del abdomen para obtener imágenes de su contenido. El conjunto ordenado de bobinas 20 se coloca por encima o por debajo de la región de la que se desea obtener las imágenes, de tal forma que cada bobina 20a, 20b, 20c presenta al menos alguna sensibilidad a las señales de RF que emanan desde la región P. En el ejemplo que se ilustra, cada una de las bobinas se encuentra ligeramente superpuesta en la dirección y con el fin de minimizar el acoplamiento inductivo. Tal como se muestra, se encuentran superpuestas por sus bordes vecinos. Cada bobina, considerada individualmente, tiene una función de sensibilidad que es más alta directamente sobre el centro de la bobina o bajo el mismo, y que disminuye con la distancia desde el centro de la bobina. De acuerdo con la técnica de SMASH, las señales procedentes de estas bobinas se combinan para producir varias señales independientes "virtuales" o sintéticas, cada una de las cuales corresponde a un harmónico espacial puro.

La Figura 3 muestra esquemáticamente esta situación para un conjunto de ocho bobinas rectangulares 20a, 20b,..., 20h, que se extienden extremo con extremo, con un ligero solape entre ellas. Como se muestra en la línea (A) de la Figura, cada bobina 20a, 20b, ... tiene una curva de sensibilidad a, b, ... que crece hasta alcanzar un pico ancho directamente por debajo de la bobina, y desciende hasta desaparecer substancialmente más allá del perímetro o contorno de la bobina. La suma de las sensibilidades de las bobinas forma una sensibilidad relativamente constante a lo largo de toda la longitud del conjunto ordenado, que corresponde al harmónico espacial de orden cero. Las restantes líneas (B)-(E) de la Figura 3 ilustran recombinaciones de otras diferentes de estas funciones de sensibilidad de bobina desplazadas individualmente unas con respecto de otras pero que, de otro modo, serían idénticas, para formar una nueva sensibilidad espacial sinusoidal sintética. Diferentes ponderaciones de las sensibilidades de las bobinas individuales integrantes conducen a perfiles de sensibilidad netos que se aproximan a algunos de los harmónicos espaciales de K_{y}. En la Figura, las sensibilidades de bobina (para las que se toma esquemáticamente en esta Figura un modelo de forma gaussiana) se combinan para producir harmónicos en varias fracciones de la longitud de onda espacial fundamental

\lambda_{\gamma} = 2\pi/K_{y},

donde

\lambda_{\gamma}

es del orden de la extensión o dimensión total del conjunto ordenado de bobinas en la dirección y. Los perfiles de sensibilidad de bobina individual ponderados se ilustran en la forma de líneas continuas delgadas situadas por debajo de cada bobina integrante. Las líneas de trazos representan las funciones de ponderación senoidal o cosenoidal. Los perfiles de sensibilidad combinados se indican por medio de líneas continuas gruesas. Estos perfiles combinados se aproximan estrechamente a los harmónicos espaciales ideales a través del conjunto ordenado.

Para obtener una suma ponderada de las señales de las bobinas integrantes, el perfil de sensibilidad neta

C^{tot} (x, y)

se forma como una combinación lineal de los perfiles de sensibilidad intrínseca de las bobinas integrantes. En este caso, para un conjunto ordenado de N bobinas componentes, se tiene

[5]C^{tot} (x,y) = \sum\limits^{N}_{j = 1}n_{j}C_{j} (x,y)

donde n_{j} es el coeficiente de ponderación de la función de sensibilidad de la bobina j-ésima, C_{j}(x, y).

De acuerdo con el aspecto de la SMASH que se ilustra en la Figura 3, por simple ponderación de las señales en el conjunto ordenado de bobinas con coeficientes de ponderación o pesos adecuados, y combinándolas, se obtiene una señal cuya amplitud está modulada por el harmónico espacial para esa combinación de las sensibilidades de bobina. Esto es, que se adquieren simultáneamente las N (en este caso, ocho) señales de bobina componente, y a continuación se multiplican por varios coeficientes de ponderación y se recombinan en un total de hasta N combinaciones independientes, cada una de las cuales representa un harmónico espacial correspondiente a una etapa de codificación de fase de gradiente distinta o a un desplazamiento diferente en el espacio k. Este procesamiento adicional no se añade en ningún modo al tiempo de adquisición de las imágenes, y puede llevarse a cabo rápidamente sobre los datos de señal almacenados como parte de un algoritmo de post-procesamiento, o, de otro modo, puede ser implementado de una forma simultánea, sobre la marcha, como se describirá más adelante.

En la práctica real, los perfiles de sensibilidad de las bobinas de superficie de RF no son simples perfiles gaussianos, sino funciones más complicadas que, en general, son complejas en el sentido matemático de tener tanto componente real como componente imaginaria. Las funciones de sensibilidad de bobina han de describir tanto las magnitudes como las fases de las señales producidas por la precesión de los spines a diversas distancias del centro de la bobina, y estas magnitudes y fases varían de acuerdo con la relación de reciprocidad

[6]E(r) = -d \{B_{lxy}(r) m(r)\}/dt,

donde E(r) es la tensión inducida en una bobina por un elemento de imagen volumétrica dado en la posición r, m(r) es el momento magnético nuclear del elemento de imagen volumétrica, y

B_{lxy} (r)

es la componente vectorial xy del campo generado en r por una unidad de corriente en la bobina, tal como se describe, por ejemplo, en la publicación de D. I. Hoult y R. E. Richards, The signal-to-noise ratio of the nuclear magnetic resonance experiment ("La relación entre señal y ruido del experimento de resonancia magnética nuclear"), J. Magn. Reson. 24, 71-85 (1976).

Esta relación tiene dos consecuencias principales para la reconstrucción de la SMASH del Solicitante: en primer lugar, el Solicitante asigna factores de ponderación complejos n_{j} para captar todo el contenido de información de las funciones de sensibilidad de las bobinas, y, en segundo lugar, las sensibilidades exponenciales complejas que se pretenden

C\pm (x, y) = exp \{\pm iK_{y}y\} = cosK_{y}y \pm isenK_{y}y

se desarrollan preferiblemente de una forma directa, en lugar de por generación independiente y combinación subsiguiente de senos y cosenos. Las partes real e imaginaria de las combinaciones de sensibilidad de bobina complejas pueden ser ajustadas simultáneamente a las partes real e imaginaria de

C\pm (x, y).

Esto puede realizarse, por ejemplo, con un algoritmo de optimización numérica, utilizando la suma de las desviaciones en magnitud absoluta desde el perfil deseado, o de objetivo, o bien alguna otra cantidad similar, tomada como una medida de la bondad del ajuste. En el prototipo que se describe más adelante, el ajuste se llevó a cabo de una forma inmediata, y se integró con los algoritmos de reconstrucción de datos escritos por el Solicitante en el lenguaje de programación MATLAB (Mathworks, Natick, Massachusetts). El solicitante tiene ahora confirmación de que dicho procedimiento produce una buena calidad de la imagen y una velocidad ampliamente aumentada.

A la hora de implementar un aparato de formación de imágenes de MR real, la geometría de las bobinas para la adquisición de señal de SMASH puede ser la de un conjunto ordenado en fase de MR, tal como se describe en las publicaciones de P. B. Roemer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes, S. P. Souza y O. M. Mueller, The NMR phased array ("El conjunto ordenado o matriz en fase de NMR"), Magn. Reson. Med. 16, 192-225 (1990); de C. E. Hayes y P. B. Roemer, Noise correlations in data simultaneously acquired from multiple surface coil arrays ("Correlaciones de ruido en datos adquiridos simultáneamente desde múltiples conjuntos ordenados de bobinas de superficie"), Magn. Reson. Med. 16, 181-191 (1990); y de C. E. Hayes, N. Hattes y P. B. Roemer, Volume imaging with MR phased arrays ("Formación de imágenes de volumen por medio de conjuntos ordenados en fase de MR"), Magn. Reson. Med. 18, 309-319 (1991). Verdaderamente, muchos de los componentes físicos o hardware de utilidad para la formación de imágenes de SMASH están ya presentes en los conjuntos ordenados en fase tradicionales, los cuales contienen múltiples bobinas desacopladas inductivamente y con alguna separación espacial entre ellas, e incluyen receptores separados para una recogida independiente de los datos procedentes de las bobinas. El problema técnico de minimizar el acoplamiento inductivo de dichas bobinas ha sido ya acometido con anterioridad para construcciones de múltiples bobinas en el contexto de los dispositivos de formación de imágenes de MR de conjunto ordenado en fase, y se han desarrollado dos estrategias básicas. Una de estas estrategias consiste en diseñar un conjunto ordenado de bobinas con una superposición apropiadamente escogida entre las bobinas integrantes adyacentes, a fin de minimizar el acoplamiento inductivo. La segunda estrategia comprende el uso de preamplificadores de baja impedancia de entrada en cada canal de bobina componente. Ambas características se aplican ventajosamente en varias realizaciones de la presente invención.

Un prototipo y resultados

El Solicitante ha llevado a la práctica una realización básica de la SMASH, tal como se esbozó anteriormente, de la siguiente manera. En primer lugar, se seleccionó un conjunto ordenado de bobinas de RF lineales, tal como el que se muestra en la Figura 2B, y que tiene una geometría adecuada para la generación de harmónicos espaciales. Este conjunto ordenado consistía en un conjunto ordenado de formación de imágenes cardiacas provisto de tres bobinas rectangulares de 200 mm (ocho pulgadas), dispuestas adyacentes entre sí. El grado de adecuación de la geometría de la bobina se ensayó en primer lugar por medio de simulaciones numéricas, utilizando la integración analítica de la ley de Biot-Savart para calcular el campo transversal B_{lxy}(r) de la ecuación [6], y, de aquí, construir un modelo del perfil de sensibilidad de cada bobina. Teniendo en cuenta el número de harmónicos espaciales que podrían generarse cómodamente utilizando el conjunto ordenado de bobinas, y, por tanto, la fracción de la matriz de espacio k total que se ha de recoger, se planificaron adquisiciones de imágenes parciales, y se estableció un régimen de etapas de gradiente y de impulsos de RF. Se captaron entonces los datos de imagen de cada bobina simultáneamente en los canales independientes del conjunto ordenado, utilizando una secuencia de formación de imágenes rápida convencional. Puesto que tan solo había de utilizarse una fracción de los datos de señal habituales para generar las imágenes finales, únicamente se invirtió una fracción del tiempo de formación de imagen habitual en la recogida de los datos.

A continuación, los datos de imagen de bobina individual almacenados se exportaron o remitieron a una estación de trabajo para su procesamiento ulterior. Se determinaron perfiles de sensibilidad complejos individuales para cada una de las bobinas componentes del conjunto ordenado, utilizando datos de imagen de un objeto ficticio o de ensayo, en lugar de simulaciones numéricas. Este procedimiento se ilustra en la Figura 4. Para la técnica de imagen de objeto ficticio, se suspendió un objeto de ensayo redondo y relleno de agua en el plano de la imagen utilizado para la adquisición de imágenes anteriormente referida, a fin de proporcionar un corte de la imagen del objeto ficticio, del cual se conoce que tiene una densidad de espines uniforme. La línea (A) de la Figura 4 muestra las imágenes a, b, c generadas a partir de la señal independiente recibida en cada una de las respectivas bobinas 20a, 20b, 20c de la Figura 2B, que se procesa independientemente. La línea (B) de la Figura 4 muestra las componentes real e imaginaria correspondientes de la función de sensibilidad de la bobina determinada a partir de la señal detectada, tomada a lo largo del diámetro A de la Figura.

Con el fin de determinar los factores de ponderación o pesos adecuados para formar las sensibilidades harmónicas espaciales deseadas a partir de estas tres bobinas, se empleó un procedimiento de ajuste iterativo, al objeto de representar cada harmónico espacial como una combinación lineal de las tres sensibilidades. Esto se llevó a cabo tal como se muestra en la Figura 4A. En primer lugar, se normalizaron las componentes real e imaginaria de la función de sensibilidad, obteniéndose los valores de componentes a, b, c, representados, respectivamente, en los paneles A y B de la Figura 4A. A continuación se determinaron, para el campo de visión de 200 mm, los pesos óptimos para la combinación lineal de las señales de bobina componentes, por medio del ajuste iterativo de los datos de sensibilidad con respecto a los perfiles de sensibilidad harmónicos espaciales que se desean, sirviendo los factores de ponderación o pesos complejos como parámetros de ajuste, y sirviendo la suma de las desviaciones en magnitud absoluta con respecto al perfil objeto o deseado como una medida de la bondad del ajuste. El panel C de la Figura 4A muestra el mejor ajuste resultante al harmónico de orden cero, que corresponde a una sensibilidad uniforme. El Panel D ilustra el mejor ajuste al primer harmónico espacial. Cada uno de ellos se llevó a cabo como una simple combinación lineal, con coeficientes complejos, de las tres sensibilidades de bobina que se muestran en los paneles A y B.

De acuerdo con este aspecto de la SMASH, las señales de bobina almacenadas que se han recibido durante cada ciclo de acondicionamiento de spin de la adquisición de imagen, se recombinaron con los factores de ponderación que se habían determinado en lo anterior, para formar dos harmónicos espaciales distintos, correspondientes a dos señales diferentes desplazadas en el espacio k. A continuación, se intercalaron los conjuntos de datos en la secuencia de ordenamiento de la Figura 2A, a fin de obtener la matriz de espacio k completa. Esta matriz se sometió a una transformación de Fourier doble de la manera convencional, a fin de proporcionar la imagen de SMASH reconstruida. En el prototipo, estos datos se reconstruyeron a posteriori, es decir, se procesaron ulteriormente, con el doble propósito de determinar un conjunto adecuado de factores de ponderación para formar las sensibilidades harmónicas espaciales compuestas, y recombinar a continuación las señales ya medidas con esos pesos, para formar señales de medición harmónicas espaciales correspondientes. Sin embargo, en varias realizaciones del dispositivo, los factores de ponderación óptimos pueden determinarse de antemano con un conocimiento previo de las sensibilidades de las bobinas, y es posible llevar a cabo la conversión de las señales de las bobinas sobre la marcha, esto es, en tiempo real. Por ejemplo, un simple controlador fijado a las bobinas puede determinar los pesos apropiados a partir de una tabla de consulta o por medio de algún otro mecanismo de interpolación lineal o no-lineal, y combinar a continuación las señales para producir una señal compuesta independiente, correspondiente a cada harmónico espacial. Puede utilizarse una red neural para "aprender" la ponderación adecuada.

Para las configuraciones de bobinas sencillas, puede proporcionarse un modelo para la sensibilidad de forma precisa, en lugar de deducirse ésta empíricamente a partir de la normalización de las respuestas de las bobinas a una muestra uniforme. De forma más general, el procedimiento ilustrado en las Figuras 4 y 4A puede utilizarse para determinar coeficientes adecuados para un plano de imagen dado, y este procedimiento puede repetirse para compilar una tabla para cada uno de los muchos planos, de tal forma que cada aparato tan solo necesite consultar los pesos necesarios para producir las señales compuestas deseadas para el plano de interés. Cuando se conoce de antemano la información de sensibilidad, la reconstrucción no requiere entonces una medición preliminar de la sensibilidad o un procedimiento de ajuste iterativo, e implica sencillamente un conjunto de sumas ponderadas. En cada caso, una vez que se han formado las nuevas señales compuestas, simplemente deben introducirse los datos adicionales en la posición correcta en la matriz, y someterse a la matriz completa a una transformación de Fourier rápida. Este procesamiento es tan inmediato como el post-procesamiento, o procesamiento ulterior, que se lleva a cabo por lo común cuando se generan imágenes convencionales a partir de conjuntos ordenados en fase. Además, una vez que se ha construido la matriz de espacio k completa utilizando la técnica de SMASH, el procesamiento subsiguiente de la matriz de espacio k para la obtención de la imagen es idéntico al que se emplea en la actualidad en substancialmente todos los sistemas de formación de imagen de MR de Fourier...

Las Figuras 5 y 5A ilustran con mayor detalle la construcción de la matriz de espacio k para este prototipo. Se aplicaron la mitad del número de etapas de gradiente habituales con dos veces el espacio de separación habitual en el espacio k, y se grabó la respuesta de RF en cada una de las tres bobinas. Teniendo en cuenta el régimen de codificación en fase de gradiente que se acaba de describir, cada una de estas respuestas de RF se correspondía con una imagen de la mitad del campo de visión deseado. Las señales de bobina se combinaron entonces en dos conjuntos con ponderaciones diferentes, a fin de producir señales compuestas sintéticas correspondientes a los harmónicos de orden cero y de primer orden, y las dos respuestas sintetizadas se intercalaron con el fin de rellenar las líneas alternas de la matriz de espacio k. Se sometió entonces a la matriz a la transformación de Fourier de una forma convencional, a fin de formar la imagen. La imagen resultante presentaba una resolución completa a lo largo de todo el campo de visión. Como se muestra en la Figura 5, la línea (A) ilustra la adquisición de la señal en cada bobina componente. En cada bobina se escoge un punto de señal representativo P, que contribuye, así, a la línea en el espacio k formada con cada señal de bobina. La línea (B) muestra el procesamiento llevado a cabo en el prototipo anteriormente descrito, de acuerdo con el cual las señales de bobina se combinan en un primer conjunto S0 y en un segundo conjunto S1, cada uno de los cuales forma líneas diferentes (pares e impares, como se muestra, correspondientes a un espacio de separación de etapa de gradiente) de la matriz de espacio k. Éstas se combinan en la línea (C), para dar la matriz total.

La Figura 5A ilustra imágenes y señales correspondientes, la línea (A) de esta Figura muestra las imágenes de medio campo de visión, a, b, c, reconstruidas a partir de señales de bobina independientes, de las cuales se muestran las señales en sí mismas en la línea (B). La línea (C) muestra las dos señales harmónicas espaciales, y la línea (D) la señal intercalada completa, o matriz de espacio k. La línea (E) ilustra la imagen reconstruida a partir de las señales de la línea (C). Las tres etapas intermedias (B), (C) y (D) corresponden de forma directa a las etapas que se muestran esquemáticamente en la Figura 5.

Las Figuras 6A, 6B, y 7A y 7B muestran, respectivamente, imágenes de objetos ficticios o de prueba y en vivo, formadas por la realización del prototipo de tres bobinas que se sirve de la técnica de formación de imagen de SMASH. La Figura 6A muestra la imagen de densidad de protones de un objeto ficticio lleno de agua, obtenida utilizando una secuencia de TSE (que se describe más adelante), con un tiempo total de adquisición convencional de 10 segundos. La Figura 6B muestra la imagen equivalente obtenida en 5 segundos con el procesamiento de SMASH. Aparte de ciertas aberraciones o ruido residual, las imágenes tienen idéntico aspecto.

Resultados similares se obtuvieron en vivo (en casos reales). Las Figuras 7A y 7B muestran una referencia y una imagen en el plano coronario, reconstruida según la SMASH y tomada a través del cerebro de un voluntario adulto sano, habiéndose adquirido las imágenes, respectivamente, en 71 y en 35 segundos. Todas estas imágenes se adquirieron utilizando componentes informáticos físicos (hardware) convencionales, así como una secuencia de impulsos que convenía al caso, con una alta resolución espacial y una buena SNR; se consiguió una reducción en el tiempo de adquisición del cincuenta por ciento. El ahorro en el tiempo de adquisición que aquí se describe ha demostrado también poderse aplicar en otras máquinas comerciales y secuencias de impulsos, incluyendo las máquinas y secuencias de formación de imagen de MR más rápidas. Están presentes algunas aberraciones residuales de desdoblamiento o superposición en la imagen reconstruida según la SMASH, debido a las imperfecciones de los perfiles compuestos de sensibilidad harmónica espacial. Sin embargo, el prototipo se sirvió de un conjunto ordenado de bobinas ya existente y diseñado para otros propósitos, de forma que se espera que las mejoras tanto en el diseño de las bobinas como en la precisión de la relación de correspondencia con la sensibilidad de las bobinas y la generación de harmónicos espaciales, minimicen estas aberraciones.

Los datos en bruto o sin procesar para las imágenes anteriores se generaron en un aparato comercial de formación de imágenes de MR clínico de cuerpo completo de 1,5 Tesla, que era un Philips NT, fabricado por la Philips Medical Systems, de Best, Países Bajos. Para las imágenes de objeto ficticio, se utilizó un objeto de ensayo circular normalizado de 200 mm de diámetro y con una estructura interna variada. Como conjunto ordenado de bobinas de SMASH, se utilizó un prototipo de conjunto ordenado de bobinas del que se disponía en el laboratorio del Solicitante. El circuito equivalente para estas bobinas consistía en tres bobinas integrantes rectangulares, dispuestas en un conjunto ordenado lineal y con una ligera superposición o solapamiento en la dirección de derecha a izquierda, similar al conjunto ordenado que se muestra esquemáticamente en la Figura 2B. Como estas bobinas habían sido diseñadas para otro propósito, los detalles los circuitos de las bobinas que carecían aquí de relevancia dieron lugar a perfiles de sensibilidad más complicados que lo que cabría esperar de la geometría sencilla anteriormente descrita. Fueron estas variaciones de sensibilidad las responsables fundamentalmente de las aberraciones de desdoblamiento residuales que pueden apreciarse en las Figuras 6B y 7B. Podrán evitarse estas aberraciones con una bobina más simple y diseñada teniendo en cuenta la generación de harmónicos espaciales.

Más adelante se proporcionan detalles adicionales del procedimiento y del equipo prototípicos de formación de imágenes.

Planificación de imagen y recogida de datos

Las imágenes de objetos ficticios o de prueba que se muestran en las Figuras 6A, B se generaron como sigue. En primer lugar, habiéndose dispuesto el objeto ficticio centrado sobre el conjunto ordenado de bobinas, se captaron los datos para la imagen de referencia en un corte coronario de 6 mm de espesor, paralelo al plano del conjunto ordenado y situado 80 mm por encima del mismo, utilizando una secuencia de impulsos de eco de spin turbo con cinco ecos por excitación. El campo de visión (FOV -"Field-Of-View") era de 200 mm, centrado sobre el objeto ficticio, y el tamaño de la matriz era de 256 x 256. Se realizó la codificación de fase en la dirección de derecha a izquierda (es decir, según la dirección del conjunto ordenado de bobinas), con un único promedio de señal. Los datos procedentes de cada uno de los tres canales de bobina componente fueron adquiridos simultáneamente y se almacenaron independientemente en el prototipo para su ulterior procesamiento. El tiempo de adquisición se midió en 10 segundos. A continuación, se tomó un segundo corte coronario utilizando la misma técnica y parámetros de formación de imagen, a fin de que sirviera como una medida de la sensibilidad de las bobinas componentes. Se captó 12 mm por encima del primero, en una región de densidad de spin uniforme del objeto ficticio. A continuación, se obtuvo una tercera imagen al mismo nivel que la primera y en la mitad de tiempo, utilizando dos veces la etapa de codificación en fase, y, en consecuencia, que abarcaba la mitad del campo de visión, en la dirección de derecha a izquierda. El tamaño de la matriz era ahora de 256 x 128. El tiempo de adquisición fue de 5 segundos, exactamente la mitad del tiempo que llevó tomar la primera imagen.

Para las imágenes en vivo de las Figuras 7A, B, el voluntario se colocó con su cabeza por encima del conjunto ordenado de bobinas, y se tomaron las imágenes en el mismo plano y con los mismos parámetros que los utilizados para las imágenes del objeto ficticio, a excepción de que se utilizaron ocho promedios de señal con un espesor de corte de 10 mm, a fin de mejorar la SNR (relación entre señal y ruido). La imagen de la sensibilidad de las bobinas obtenida del objeto ficticio se utilizó también como una referencia de sensibilidad para las imágenes en vivo.

Determinación de la sensibilidad de las bobinas y de los factores de ponderación óptimos para las bobinas componentes

Como se ha descrito anteriormente en relación con la Figura 4, las ponderaciones para las bobinas se determinaron ajustando los datos reales de sensibilidad de las bobinas con las sensibilidades harmónicas espaciales deseadas. Para ello, se extrajo la función de sensibilidad a lo largo del diámetro en la dirección de derecha a izquierda del objeto ficticio, a partir de las imágenes de referencia de sensibilidad de las bobinas componentes. El objeto ficticio abarca toda la extensión de cada imagen, y, puesto que el plano de la imagen de referencia de sensibilidad interseca el objeto ficticio en una región de densidad de spin uniforme, estos perfiles de intensidad se corresponden con precisión con las funciones de sensibilidad complejas de las bobinas a lo largo de su diámetro. La sensibilidad de cada bobina de superficie integrante disminuye monótonamente con la distancia desde la bobina, y el desplazamiento de fase crece con la distancia desde el centro de la bobina. Utilizando una rutina de ajuste descendiente en gradiente, estas funciones de sensibilidad se ajustaron de forma iterativa a dos harmónicos espaciales deseados: al harmónico de frecuencia cero, correspondiente a una sensibilidad uniforme, y al primer harmónico, que tiene una longitud de onda de modulación igual al campo de visión, de 200 mm. El ajuste, mostrado en los paneles C y D de la Figura 4A, demuestra que es posible conseguir ajustes muy finos a los harmónicos deseados por medio de la ponderación de las bobinas componentes, incluso con sólo tres bobinas. Existía una ligera ondulación o rizo residual en el ajuste del harmónico de orden cero, y ésta es básicamente la responsable de las imperfecciones en las reconstrucciones de imágenes de acuerdo con la SMASH.

Reconstrucción de imagen

Las imágenes de referencia de las Figuras 6A y 7A se formaron combinando punto de imagen por punto de imagen las imágenes de referencia de las bobinas componentes, como la raíz cuadrada de la suma de sus magnitudes al cuadrado.

La Figura 5A muestra etapas intermedias de la reconstrucción según la SMASH de la imagen del objeto ficticio o de prueba. El procedimiento para la formación de la imagen en vivo se hizo de idéntica manera. Utilizando los factores de ponderación obtenidos del ajuste iterativo, se combinaron las tres señales (B) de las bobinas componentes que representan imágenes distorsionadas de forma espuria (A), de mitad de tiempo y de mitad de FOV, para formar dos conjuntos de señales componentes, uno de ellos para el harmónico espacial de orden cero, y el otro para el harmónico espacial de primer orden (C). Por último, se intercalaron los dos conjuntos de datos de señales compuestas para formar una matriz de datos con un tamaño de 256 x 256 (D). Se aplicó a esta matriz la transformación de Fourier para obtener la imagen reconstruida (E), que se muestra también en la Figura 6B.

En general, la anterior técnica de formación de imagen de SMASH puede aplicarse con gran éxito a muchas de las secuencias de impulsos conocidas o técnicas de acondicionamiento de spin, y, en general, será partícipe de las ventajas de los métodos de formación de imágenes secuenciales subyacentes que se emplean para recoger información parcial en el espacio k. Siempre y cuando puedan generarse harmónicos espaciales adecuados con un conjunto ordenado de bobinas, el ahorro de tiempo de adquisición adicional conseguido con la reconstrucción de SMASH no implica ningún sacrificio significativo de la resolución o de la SNR. Esto está en marcado contraste con el compromiso entre SMR o resolución que caracteriza a muchas de las soluciones existentes para la formación de imagen rápida, tales como las secuencias de ángulo de oscilación bajo.

Relación entre señal y ruido

La inspección visual de las imágenes de objeto ficticio de las Figuras 6A y 6B pone de manifiesto una ligera degradación de la SNR en las aberraciones de desdoblamiento residuales, en las cuales una cierta parte de la intensidad de la imagen primaria es "robada" por distorsiones de origen espurio. Existe, sin embargo, otra diferencia destacable entre los perfiles de SNR de las dos imágenes. La imagen de referencia de la Figura 6A se generó utilizando una combinación de suma de cuadrados de las imágenes de las bobinas componentes, tal y como se describe en la publicación de P. B. Roemer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes, S. P. Souza y O. M. Mueller, The NMR phased array ("El conjunto ordenado o matriz en fase de NMR"), Magn. Reson. Med. 16, 192-225 (1990), y como ha llegado a ser una práctica convencional en la formación de imagen de conjunto ordenado en fase, para mejorar la SNR. Este algoritmo de combinación conduce a un perfil de ruido esencialmente constante a través de la imagen, con una variación de la señal (y, por tanto, una variación de la SNR) que es incrementada en regiones con una superposición significativa entre las sensibilidades de las bobinas componentes. La reconstrucción de SMASH, por otra parte, da lugar a una formación de imagen de señal constante con un perfil de ruido variable. Las combinaciones lineales de las señales de las bobinas componentes en la SMASH se diseñan explícitamente para producir una señal compuesta homogénea. Esto se muestra de la forma más obvia en el caso de la combinación de harmónico de orden cero, la cual produce un perfil de sensibilidad neta plano C^{tot} a través del plano de la imagen. Si bien los harmónicos superiores comprenden variaciones de sensibilidad espacial significativas, sus perfiles son, todos ellos, exponenciales complejas de módulo unidad, y no conducen a variaciones de intensidad algunas en la imagen de magnitud absoluta. (En otras palabras, cualquier pérdida aparente de sensibilidad en el canal real se compensa exactamente por una ganancia de sensibilidad en el canal imaginario.) Las reconstrucciones de SMASH, en consecuencia, prescinden de los picos de intensidad en las regiones de superposición de las bobinas componentes en favor de un perfil de imagen espacialmente homogéneo. De esta forma, las combinaciones lineales dependientes de la sensibilidad pueden utilizarse independientemente de la SMASH como un método de corrección en cuanto a la homogeneidad. Puede generarse una versión corregida en cuanto a homogeneidad de la imagen de la Figura 6A por medio de la combinación lineal de las imágenes de referencia de las bobinas componentes, utilizando los factores de ponderación calculados para el perfil harmónico de orden cero de la Figura 4A. Roemer et al. han descrito un algoritmo de combinación alternativo para producir imágenes de señal constante a partir de conjuntos ordenados en fase, y las imágenes de SMASH producidas con harmónicos espaciales precisos tendrán perfiles de intensidad similares.

Dichas consideraciones de perfiles de intensidad de imagen se tienen en cuenta principalmente en el numerador de la relación entre señal y ruido. El comportamiento del ruido en las señales de SMASH se complica con la presencia de correlaciones de ruido entre los conjuntos de datos combinados de diversas maneras que entran en una reconstrucción de SMASH. El ruido procedente de cada una de las bobinas individuales se reproduce (incluso con diferentes factores de ponderación) en cada una de las diferentes señales compuestas harmónicas, y esto podría dar lugar al riesgo de que una cierta porción de las tensiones de ruido se sumase de forma coherente. Si la suma fuera puramente coherente, es decir, si el ruido hubiera de entrar en cada una de las señales compuestas con factores de ponderación idénticos, entonces el valor de ruido de rms excedería el valor de las adquisiciones de tiempo total convencionales en la raíz cuadrada del número de composiciones. En otras palabras, el límite superior de la pérdida de SNR debida a las correlaciones de ruido es la raíz cuadrada del factor de ahorro de tiempo. En la práctica, sin embargo, las combinaciones de señal se forman con conjuntos diferentes de factores de ponderación complejos, lo que reduce las correlaciones de ruido hasta que éstas se encuentran substancialmente por debajo de su límite teórico.

Dependencia de las sensibilidades de las bobinas componentes

En la realización anteriormente descrita, la técnica de formación de imagen de SMASH depende de la medición y de cómo se manipulen las sensibilidades de las bobinas para su generación de harmónicos espaciales. Los errores en los harmónicos espaciales pueden conducir a aberraciones o distorsiones de origen espurio y a la degradación de la SNR (debido, por ejemplo, al desajuste y mezclado entre las componentes de frecuencia espacial de la imagen). Esto da lugar a considerar algunos aspectos prácticos. En primer lugar, se debe tener la capacidad de estimar las sensibilidades de las bobinas con un grado razonable de precisión. Se utilizaron tablas de correlación de sensibilidad tomadas de imágenes de objetos ficticios para las reconstrucciones de SMASH presentadas aquí. Como se ha destacado anteriormente, es posible utilizar también simulaciones numéricas de la sensibilidad de las bobinas, si estas simulaciones han sido calibradas de forma fiable. La invención ha implementado asimismo el uso de otras técnicas para la estimación directa de la sensibilidad, incluyendo la estimación en vivo utilizando barridos rápidos de baja resolución en el momento de la formación en vivo de las imágenes. Es posible utilizar también el filtrado de paso bajo de las imágenes para proporcionar tablas de correlación de la sensibilidad. Estas técnicas pueden ser automatizadas con el fin de calibrar, normalizar y obtener los factores de correlación, a fin de crear las señales compuestas.

Otro detalle que debe considerarse es que las inhomogeneidades de campo magnético B_{0} y B_{1} pueden distorsionar los verdaderos perfiles de sensibilidad de las bobinas e interferir con la generación de harmónicos espaciales. Secuencias de eco de spin, como la secuencia de TSE utilizada en este trabajo, tienen la ventaja de reenfocar las inhomogeneidades de campo estáticas. Se ha encontrado que las secuencias de eco de gradiente se comportan igual de bien. El algoritmo para encontrar la ponderación que se utilizó por parte del Solicitante compensó un cierto grado de inhomogeneidad residual de campo y generó harmónicos espaciales precisos, incluso en presencia de errores sistemáticos de fase o de intensidad. De hecho, se ha encontrado que esta técnica es directamente aplicable no sólo en las secuencias de eco de spin tales como la TSE, sino también en diversas variantes de secuencias de eco de gradiente que incluyen la FISP y la GRE estándar.

Finalmente, la geometría del conjunto ordenado de bobinas impondrá ciertas limitaciones en el campo de visión (FOV), en la ubicación y en la posición angular de los planos de imagen adecuados para la reconstrucción de SMASH. Los perfiles de sensibilidad de las bobinas de superficie varían con la distancia desde el centro de la bobina, y, si bien las simulaciones indican que son compatibles una gran variedad de geometrías del plano de imagen con la reconstrucción de SMASH, la reconstrucción puede comenzar a fallar a distancias y en ángulos grandes, para los cuales las funciones de sensibilidad se hacen anchas y asimétricas. Estas limitaciones se atenuarán con la presencia de números mayores de bobinas componentes, cuyas sensibilidades proporcionan una buena cobertura del volumen del que se obtienen las imágenes. El diseño de conjuntos ordenados de bobinas de RF hechas específicamente a la medida de la generación precisa y flexible de harmónicos espaciales, contribuirá a superar las limitaciones referidas anteriormente.

En particular, la SMASH contempla el uso de conjuntos ordenados de bobinas provistos de múltiples bobinas componentes que se extienden en más de una dirección lineal. Un conjunto ordenado bi-dimensional, tal como un conjunto ordenado rectangular de dimensiones de N x M, permitirá la generación de harmónicos espaciales a lo largo de múltiples direcciones y atenuará las limitaciones en la ubicación y posición angular del plano de imagen. Se contemplan también conjuntos ordenados en arrollamiento cíclico, a fin de permitir la generación de harmónicos espaciales en un plano transversal al plano del cuerpo. Una disposición de bobinas con un conjunto ordenado de bobinas de superficie situadas en la parte superior del cuerpo, y otro conjunto ordenado superficial, situado en la parte inferior, posiblemente con una cierta desviación o descentrado lineal de uno con respecto del otro, permitirán la sintonización fina de los harmónicos espaciales en un plano situado entre los dos, y presentará la ventaja añadida de incrementar la SNR global en dicho plano. Puede diseñarse también una bobina de rejilla extendida con un perfil de sensibilidad que se aproxima de forma más estrecha al sinusoidal. Todas estas configuraciones de múltiples bobinas permitirán la mejora de la generación de harmónicos espaciales, así como harán posible la generación de un número y variedad mayores de harmónicos. Como en la realización del prototipo que se ha descrito, las bobinas integrantes de estos conjuntos ordenados pueden estar solapadas, y sus salidas pueden disponerse conectadas a preamplificadores de baja impedancia de entrada, a fin de minimizar el acoplamiento inductivo. Es también posible que el simple hecho de transformar las sensibilidades de las bobinas para llevar a cabo el procedimiento de reconstrucción de harmónicos espaciales según la SMASH, pueda ser aplicado en grandes conjuntos ordenados de bobinas del tipo propuesto por MR Hutchinson y Raff en 1988 y que se ha descrito adicionalmente por Kwiat, Einav y Navon (véase más arriba).

Debe observarse que, si bien estudios recientes han demostrado que las ventajas en cuanto a la sensibilidad de los conjuntos ordenados en fase presentan un máximo para un número de bobinas menor que 10, pudiendo mejorarse adicionalmente las ventajas de la formación de imagen más rápida por medio de la formación de imagen de SMASH, gracias a conjuntos ordenados con números mayores de bobinas y con nuevas geometrías de bobina. Como es posible intuir en las Figuras 3 y 4A, cuanto mayor es la frecuencia del harmónico espacial deseado, mayor es el número de bobinas componentes que se requerirá para su generación. Esto es, en parte, debido, al menos para las formas sencillas de las bobinas componentes, a que los rasgos más afilados o puntiagudos de la función de sensibilidad neta sólo pueden ser del orden de la dimensión de la bobina componente. Como se ha destacado anteriormente, la información de sensibilidad añadida procedente de bobinas adicionales puede utilizarse también para la sintonización fina de los harmónicos espaciales y para la mejora de la calidad de la imagen.

La técnica de SMASH, tal como se aplica a los aparatos de NMR convencionales anteriormente descritos, reemplaza parcialmente la codificación en fase de gradiente por un procedimiento de codificación espacial asociado a las bobinas de detección, en el cual algunas de las modulaciones espaciales que distinguen diferentes líneas de codificación en fase se generan combinando señales procedentes de múltiples bobinas en conjuntos ordenados dispuestos por encima y alrededor del volumen del que se obtienen las imágenes. Este desplazamiento o desviación de la responsividad de la geometría de gradiente a la geometría de la bobina, y de la etapa de preparación de los espines a la etapa de detección y combinación de las señales, permite la adquisición simultánea de múltiples líneas del espacio k. Cabe esperar una mejora de la velocidad de la formación de imagen, de la resolución o del campo de visión en un factor de dos, cinco, diez o más con los conjuntos ordenados de bobinas apropiados, que generen los suficientes harmónicos.

Aparte de su promesa de unas captaciones progresivamente más rápidas, la SMASH presenta un cierto número de ventajas prácticas como esquema de formación de imágenes rápida. Como estrategia de adquisición parcialmente paralela, puede combinarse con la mayor parte de las técnicas de formación de imagen rápidas y secuenciales existentes, a fin de obtener ahorros de tiempo multiplicados. No se requieren dispositivos físicos (hardware) especiales que no sean un conjunto ordenado de bobinas adecuado.

Una realización de la SMASH incluye un conjunto ordenado de bobinas conjuntamente con un procesador de señal digital, configurado para combinar las salidas de las bobinas componentes con factores de ponderación adecuados, tal como se ha descrito anteriormente, y producir dos o más señales de salida, cada una de las cuales representa un harmónico espacial compuesto, como se ha descrito en lo anterior. El conjunto ordenado provisto de procesador puede substituirse entonces directamente por una bobina receptora convencional, con la diferencia de que éste produce dos o más líneas de datos para cada ciclo de preparación de los espines del aparato de MRI. Como tal, la unidad de bobina conectada podrá operar con dispositivos de MRI más antiguos, a fin de mejorar directamente el tiempo de adquisición, el campo de visión o la resolución en un factor de dos o más, sin tener que cambiar el costoso imán ni otros componentes físicos (hardware) de preparación de los espines, pertenecientes al dispositivo. Pueden ser sobradamente suficientes los conjuntos ordenados en fase de MR comercialmente disponibles o de fabricación casera para proporcionar ahorros de tiempo significativos, y es posible llevar a cabo la SMASH en máquinas que no están equipadas con mejoras magnéticas mucho más costosas, tales como los sistemas de gradiente de EPI. La combinación de las señales de las bobinas componentes puede llevarse a cabo a posteriori, lo que permite una gran variedad de etapas de procesamiento ulterior, incluyendo la sintonización fina de los harmónicos espaciales, la corrección adaptativa de las aberraciones o, como en la presente invención, la codificación y la reconstrucción de forma de onda que no es de Fourier. Además, debe destacarse que la SMASH contempla adicionalmente el hecho de que, tanto para construir las transformaciones o factores de ponderación básicos de las bobinas componentes, como para llevar a cabo cualquier sintonización o ajustes adaptativos, la invención puede incluir un procesador de señal digital o un procesador de red neural, además del complemento normal de los conjuntos de control y procesamiento, a fin de evaluar las respuestas o señales de bobina y llevar a cabo la combinación de las señales para obtener armónicos espaciales en tiempo real. Incluso en los ejemplos más sencillos, las reconstrucciones de harmónicos espaciales proporcionan automáticamente un perfil de intensidad homogéneo para la imagen reconstruida, y esto puede resultar ventajoso para algunas aplicaciones de generación de imagen.

El tiempo ganado en una adquisición de acuerdo con la SMASH puede utilizarse para recoger datos adicionales para una mejor resolución espacial y/o una mejor SNR, o bien pueden utilizarse adquisiciones más rápidas para eliminar las aberraciones de movimiento originadas por estructuras móviles situadas en el campo de visión.

La técnica de SMASH se ha descrito en lo anterior haciendo referencia a una realización prototípica que produce señales correspondientes a harmónicos espaciales, las cuales proporcionan líneas adicionales en el espacio k, equivalentes a las etapas de gradiente convencionales de un sistema de formación de imagen por transformada de Fourier, así como a un conjunto ordenado de bobinas de disposición sencilla y a un conjunto o equipo de procesamiento destinados a mejorar la velocidad de la formación de la imagen, la calidad o el campo. El método de acuerdo con la presente invención está dirigido a bobinas y procesadores destinados a producir representaciones espaciales de forma de onda y que reemplacen, complementen o mejoren los procedimientos y los sistemas de formación de imagen de MR.

Claims

1. Un método de formación de la imagen de una región de un cuerpo por medio de la captación de datos de MRI (formación de imagen por resonancia magnética -"Magnetic Resonance Imaging") durante múltiples ciclos de acondicionamiento de spin y de medida de NMR (resonancia magnética nuclear -"Nuclear Magnetic Resonance"), comprendiendo dicho método las etapas de:

i) realizar un muestreo reducido, en una dirección de codificación en fase, de un espacio recíproco asociado al espacio de la imagen por una transformación inversa de forma de onda, por medio de la adquisición o captación de una respuesta de señal de medida de RF de NMR de forma simultánea en cada una de las múltiples bobinas de superficie, las cuales tienen perfiles de sensibilidad espacial diferentes, habiéndose dispuesto las bobinas de tal forma que sus perfiles de sensibilidad, cuando se combinan linealmente con factores de ponderación o pesos adecuados de al menos dos modos diferentes, se aproximan a al menos dos funciones básicas de forma de onda diferentes, habiéndose adecuado las funciones básicas al campo de visión; habiéndose colocado las bobinas de superficie y/o efectuándose un muestreo de sus salidas de tal forma que se minimice el acoplamiento inductivo entre ellas;

ii) combinar linealmente las señales de medida de RF procedentes de cada una de las bobinas de superficie, utilizando dichos factores de ponderación adecuados en una pluralidad de conjuntos de señales de NMR compuestas, cada una de las cuales representa una entrada de datos en dicho espacio recíproco, por lo que las señales ya medidas se recombinan con dichos factores de ponderación con el fin de construir asimismo entradas que no hayan sido medidas de forma independiente, generando con ello una matriz de datos de espacio recíproco completa;

iii) reconstruir una imagen de MR a partir de dicha matriz de datos completa.

2. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el cual la etapa de adquirir por parte de las bobinas de superficie incluye recibir, en al menos uno de un conjunto ordenado de bobinas bi-dimensional, un conjunto ordenado de bobinas de dimensiones N x M, un conjunto ordenado de bobinas en arrollamiento cíclico, y un conjunto ordenado de bobinas de rejilla extendida.

3. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el cual los ciclos de acondicionamiento de los espines y de medida se seleccionan de entre el eco de spin, el eco de gradiente y las técnicas de formación de imagen de estilo BURST (por perturbación).

4. Un aparato de formación de imagen de resonancia magnética (MRI) que comprende:

un imán, destinado a establecer un campo magnético en una región de un cuerpo;

una pluralidad de bobinas de superficie individuales que tienen perfiles de sensibilidad espacial diferentes, habiéndose dispuesto las bobinas de tal forma que sus perfiles de sensibilidad, cuando se combinan linealmente con factores de ponderación o pesos adecuados de al menos dos modos diferentes, se aproximan a al menos dos funciones básicas de forma de onda diferentes, habiéndose adecuado las funciones básicas al campo de visión;

habiéndose colocado las bobinas de superficie y/o habiéndose realizado un muestreo de sus salidas de tal forma que se minimice el acoplamiento inductivo entre ellas; comprendiendo el aparato adicionalmente:

medios destinados a realizar un muestreo reducido, en una dirección de codificación en fase, de un espacio recíproco asociado al espacio de imagen por una transformación de forma de onda inversa, por medio de la adquisición o captación de una respuesta de señal de medida de RF de NMR simultáneamente en cada una de dicha pluralidad de bobinas de superficie;

medios destinados a combinar linealmente las señales de medida de RF procedentes de cada una de las bobinas de superficie utilizando dichos factores de ponderación, para obtener una pluralidad de conjuntos de señales de NMR compuestas, cada una de las cuales representa una entrada de datos en dicho espacio recíproco, por lo que las señales ya medidas se recombinan con dichos factores de ponderación con el fin de construir asimismo entradas que no hayan sido medidas de forma independiente, generando con ello una matriz de datos de espacio recíproco completa; y

medios destinados a reconstruir una imagen de MR a partir de dicha matriz de datos completa.

5. Un aparato de formación de imagen de resonancia magnética (MRI) de acuerdo con la reivindicación 4, en el cual dichos medios destinados a combinar linealmente dichas señales las combinan de un modo que se lleva a cabo sobre la marcha, conforme son recogidos dichos datos de spin.

6. Un aparato de formación de imagen de resonancia magnética (MRI) de acuerdo con la reivindicación 4, que comprende adicionalmente medios para determinar dichos factores de ponderación, y en el cual dichos medios destinados a combinar realizan la combinación de acuerdo con factores de ponderación o pesos determinados por dichos medios de determinación.

7. Un aparato de formación de imagen de resonancia magnética (MRI) de acuerdo con la reivindicación 6, en el cual dichos medios de determinación incluyen una tabla de factores de ponderación almacenada, para cada una de una pluralidad de regiones de formación de imagen.

8. Un aparato de formación de imagen de resonancia magnética (MRI) de acuerdo con la reivindicación 4, en el cual dicha pluralidad de bobinas de superficie forma un conjunto ordenado que tiene una extensión de entre aproximadamente 20 y aproximadamente 50 centímetros, y las bobinas individuales del conjunto ordenado tienen, cada una de ellas, una extensión inferior a aproximadamente 20 centímetros.