NL1033707C2 - Dynamische magnetische resonantie inverse afbeelding. - Google Patents

Description

Titel: Dynamische magnetische resonantie inverse afbeelding

ACHTERGROND VAN DE UITVINDING

[0001] Het technische gebied van de uitvinding betreft werkwijzen en systemen van magnetische resonantie afbeelding (MRI). In het bijzonder, betreft de uitvinding dynamische studies waarin een reeks van MR

5 afbeeldingen wordt geacquireerd met een hoge temporele resolutie.

[0002] Indien een materie, zoals een menselijk weefsel, is onderworpen aan een homogeen magnetisch veld (polariserend veld Bo), trachten individuele magnetische momenten van de spins in het weefsel zich uit te lijnen met dit polariserend veld, maar precesseren om dit veld in willekeurig 10 orde met hun karakteristieke Larmor frequentie. Indien de materie of het weefsel is onderworpen aan een magnetische veld (excitatie veld Bi) dat in het x-y vlak is aangebracht en welke ligt in de buurt van de Larmor frequentie, mag het netto uitgelijnde moment Mz worden geroteerd, oftewel ‘tipped’, in het x-y vlak om een netto transversale magnetisatie te 15 produceren. Een NMR signaal wordt uitgezonden door de geëxciteerde spins nadat het excitatiesignaal Bi is beëindigd; dit NMR signaal kan worden ontvangen en bewerkt om een afbeelding te vormen.

[0003] Indien deze signalen worden gebruikt om afbeeldingen te produceren worden magnetische veld gradiënten (Gx, Gy en Gz) gebruikt.

20 Gebruikelijk is dat een af te beelden gebied gescand of gesampled wordt met een sequentie van meetcycli waarin deze gradiënten variëren volgens een bijzondere gebruikte localisatiewerkwijze. De resulterende set van ontvangen NMR signalen worden gedigitaliseerd en bewerkt om de afbeelding te reconstrueren met gebruik van een van de vele bekende 25 reconstructietechnieken.

1033707 2

[0004] Er zijn vele methoden in gebruik om 2D of 3D ‘k-ruimte’ te bemonsteren tijdens een MRI scan. De tegenwoordig meest gebruikelijke methode is de Fourier transform (FT) afbeeldingstechniek, die vaak aangeduid wordt met ‘spin-warp’. De spin-warp techniek is besproken in een 5 artikel betiteld “Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging”, door W.A. Edelstein et al., Physics in Medicine and Biology, Vol. 25, pp. 751 - 756 (1980). Het gebruikt een fase coderende magnetisch veld gradiëntpuls met een gevarieerde amplitude voor het acquireren van NMR echo signalen om ruimtelijk informatie in de richting 10 van deze gradiënt te fase coderen. In een tweedimensionale implementatie (2DFT) bijvoorbeeld, wordt ruimtelijke informatie gecodeerd in één richting door het toepassen van een fase coderende gradiënt (Gy) langs die richting en daarna wordt een NMR echo signaal geacquireerd in de aanwezigheid van een uitlees magnetisch veld gradiënt (Gx) in een richting dwars op de 15 fase coderende richting. De uitleesgradiënt, aanwezig tijdens de spin-echo acquisitie, codeert ruimtelijke informatie in de orthogonale richting. In een typische 2D FT pulssequentie wordt de grootte van de fase coderende gradiënt puls Gy vergroot (AGy) in de sequentie van views die geacquireerd worden tijdens de scan om een set NMR data te genereren waarvan een 20 totale afbeelding kan worden gereconstrueerd. Een 3DFT scan is gelijksoortig met uitzondering van een tweede fase coderende gradiënt gericht langs een derde as die ook een set van waardes aanneemt.

[0005] Om de tijd nodig voor het acquireren van data benodigd voor een MR afbeelding te reduceren kan een meervoudige aantal NMR signalen 25 worden geacquireerd in dezelfde pulssequentie. De echo-planar pulssequentie werd voorgesteld door Peter Mansfield (J. Phys. C.10: L55 -L58, 1977). In tegenstelling tot standaard pulssequenties genereert de echo-planar pulssequentie een set NMR signalen voor elke RF excitatiepuls. Deze NMR signalen kunnen separaat worden fase gecodeerd zodat een totale scan 30 van 64 views kan worden geacquireerd in een enkele pulssequentie 3 gedurende 20 tot 100 milliseconden. De voordelen van het echo-planar afbeelden (“EPI”) zijn bekend en deze werkwijze is gebruikelijk wanneer klinische toepassingen een hoge temporele resolutie vereisen. Echo-planar pulssequenties worden beschreven in US octrooi Nummers 4,678,996; 5 4,733,188; 4,716,369; 4,355,282; 4,588,948 en 4,752,735.

[0006] Een variant van de echo-planar afbeeldingsmethode is de Rapid Acquisition Relaxation Enchanced (RARE) sequentie die is beschreven door J.Hennig et al in een artikel in Magnetic Resonance in Medicine 3, 823-833 (1986) getiteld “RARE Imagning: A Fast Imaging Method for Clinical MR”. 10 Het essentiële verschil tussen de RARE (ook genoemd een fast spin-echo of FSE) sequentie en de EPI sequentie is de wijze waarop MNR echo signalen worden geproduceerd. De RARE sequentie gebruikt RF refocuserende echo’s gegenereerd door een Carr-Purcell-Meiboom-Gill sequentie, terwijl EPI werkwijzen gradiënt recalled echo’s gebruikt.

15 [0007] Er zijn andere MRI pulsesequenties bekend die 2D of 3D k-ruimte bemonsteren zonder fase coderende gradiënten te gebruiken. Deze omvatten projectie reconstructie werkwijzen bekend sinds het begin van magnetische resonantie afbeelden en worden gebruikt als beschreven in US octrooinummer 6, 487,435. In plaats van bemonstering van k-ruimte in een 20 rechtlijnig of Cartesiaanse scanpatroon door middel van stappen door fase coderende waarden zoals beschreven hierboven en getoond in Figuur 2, bemonsteren projectie reconstructie methoden k-ruimte met een reeks van aanzichten die radiale lijnen zich uitstrekkend in een buitenwaartse richting vanuit het centrum van de k-ruimte bemonsteren als aangetoond in 25 Figuur 3. Het aantal benodigde projectie aanzichten om de k-ruimte te bemonsteren bepaalt de lengte van de scan en als een onvoldoende aantal views geacquireerd wordt, worden streepartefacten geproduceerd in de gereconstrueerde afbeelding. Er is een aantal variaties van deze rechte lijn, radiale bemonsteringsstrategie waarin een krom pad wordt bemonsterd.

4

Deze omvatten het spiraal projectie afbeelden en het propeller projectie afbeelden.

[0008] Recent zijn parallel MRI scanning werkwijzen gebruikmakend van ruimtelijke informatie afgeleid van een ruimtelijke distributie van de 5 ontvangstspoelen en een bijbehorende aantal ontvangstkanalen voorgesteld om MRI scanning te versnellen. Dit omvat k-ruimte bemonsteringswerkwijzen beschreven in Sodickson DK, Manning WJ, “Simulataneous Acquisition Of Spatial Harmonies (SMASH)” Fast Imaging With Radiofrequency Coil Arrays”, Magn. Reson. Med. 1997; 38 (4): 591 -10 603, of Griswold MA, Jacob PM, Heidemann RM,, Nittka M, Jellus V, Wang J, Keifer B, Hasse A, “Generalized Autocalibrating Parially parallel Acquisitions (GRAPPA)”, Magn. Reson. Med. 2002; 47(6): 1202 - 1210. of Pruessmann KP, Weigner M, Scheidegger MB, Boesiger P, “SENSE: Sensitivity Encoding For Fast MRI”, Mang. Reson. Med. 1999; 42(5): 952 -15 962, waarvan alle een vergelijkbare theoretische achtergrond delen. Parallel MRI versnelt afbeelding data acquisitie ten koste van afgenomen signaal-ruis verhouding (SNR). De mate van temporele versnelling wordt beperkt door het aantal spoelen in een array en het aantal afzonderlijke ontvangstkanalen, en de gebruikte fase coderende schema’s. Normaliter 20 worden versnellingsfactors van 2 of 3 bereikt.

[0009] Een bereikbare versnelling in parallel MRI wordt in wiskundig opzicht beperkt door de beschikbare onafhankelijke ruimtelijke informatie tussen de kanalen van het array. De parallel MRI afbeelding reconstructie presenteert zichzelf als een probleem van het oplossen van een over- 25 bepaalde lineaire systeem gebruik makend van deze ruimtelijke informatie. Daarom kan vooruitgang in de spoelarray ontwerp met meer spoelelementen en ontvangstkanalen de versnellingsgraad verhogen wanneer parallel MRI techniek wordt gebruikt. Recent geoptimaliseerde hoofd spoelarrays zijn uitgebreid van 8-kanalen zoals beschreven in Zwart 30 JA, ledden PJ, Keilman P, van Gelderen P, Duyn JH, “Design Of A SENSE- 5

Optimized High-Sensitivity MRI Receive Coil For Brain Imaging”, Magn. Reson. Med. 2002; 47 (6): 1218 - 1227, naar 16-kanalen zoals beschreven in Zwart JA, Ledden PJ, van Gelderen P, Bodurka J, Chu R, Duyn JH, “Signal-To-Noise Ratio And Parallel Imaging Performance Of A 16-hannel Receive-5 Only Brain Coil Array At 3.0 Tesla”, Magn. Reson. Med. 2004; 51(1): 22 -26, alsmede 23 en 90-kanalen arrays zoals beschreven in Wiggins GC, Potthast A, Triantafyllou C, Lin F-H, Benner T, Wiggins CJ, Wald LL, “A 96-Channel MRI System With 23- and 90-Channel Phase Array head Coils At 1.5 Tesla”, 2005; Miami, Florida, USA, International Society for Magnetic 10 Resonance in Medicine, p. 671.

[0010] Zoals recent is beschreven door McDougall MP, Wright SM, “64-Channel Array Coil For Single Echo Acquisition Magnetic Resonance Imaging”, Magn. Reson. Med. 2005; 54(2): 386 — 392, was een toegewijde 64-kanalen lineair planair array ontworpen om een 64-maal versnelling te 15 bereiken gebruik makend van single echo acquisitie (SEA) pulssequentie en een SENSE reconstructiemethode. De SEA benadering hangt af van een ontwerp van het lineaire array en de gelokaliseerde spoelgevoeligheid in individuele ontvangstkanalen om de fase coderende stappen vereist in de conventionele afbeelding te elimineren. De uitdaging van deze benadering is 20 de beperkte gevoeligheid in de richting dwars ten opzichte van een vlak van het array en de uitbreiding van de methodologie tot hoofd-vormige geometrieën.

SAMENVATTING VAN DE UITVINDING 25 [0011] De onderhavige uitvinding is een werkwijze voor het acquireren van MR afbeeldingsdata en voor het reconstrueren van afbeeldingen vanuit dergelijke data die het elimineren van een of meer afbeeldingsgradienten mogelijk maken. Meer specifiek, omvat de werkwijze het aquireren van MR data vanuit het field of view gebruik makend van meervoudig aantal 30 spoelen en daarmee corresponderend meervoudig aantal ontvangstkanalen 6 en het combineren van data van de meervoudig anntal spoelen met behulp van een afbeeldende omgekeerde operator afgeleid van een voorwaarts model dat de NMR signalen in rekening brengt ontvangen door iedere spoel en het daarmee geassocieerde ontvangstkanaal.

5 De uitvinding heeft voorts betrekking op een magnetisch resonantie apparaat volgens conclusie 13.

De uitvinding heeft voorts betrekking op een computerprogramma product volgens conclusie 14.

[0012] Een algemeen doel van de uitvinding is om scantijd te verkorten 10 door het reduceren van het vertrouwen op afbeeldingsgradiënten. Door het elimineren van een, twee of drie afbeeldingsgradienten gebruikmakend van de onderhavige uitvinding, wordt de gebruikte pulssequentie om NMR data te acquireren verkort en het aantal herhalingen van de pulssequentie is of verminderd of helemaal verwijderd. In tegenstelling tot bekende parallel 15 MRI afbeeldingswerkwijzen, maakt de afbeeldende omgekeerde operator een reconstructie ook mogelijk in een ondergedetermineerde situatie: waarin een mate van versnelde afbeelding het aantal RF array kanalen overschrijdt. Bij voorbeeld voor een graad = 4 SENSE, wordt V* van de k-ruimte data noodzakelijk voor afbeelding zonder aliazing bemonsterd met 8 20 ontvangstkanalen. In de onderhavige uitvinding kan de effectieve snelheid (inverse van de ratio van bemonsterd k-ruimte punten ten opzichte van het aantal punten noodzakelijk voor een reconstructie zonder aliazing) het aantal aanwezige RF array kanalen overschrijden. Indien de coderende gradiënt totaal geëlimineerd wordt(een k-ruimte monster) dan kan de 25 onderhavige uitvinding een afbeelding genereren uitsluitend gebruikmakend van de ruimtelijke informatie in het array van het meervoudig aantal ontvangst spoelen.

[0013] Een ander aspect van de uitvinding is om de temporele resolutie in de dynamische MRI studies te verhogen. Door het gebruik van de 30 onderhavige uitvinding kan fase codering worden geëlimineerd vanuit een 7 fMRI pulssequentie en kunnen afbeelding frames worden geacquireerd met een aanzienlijk hoge frame rate. Als resultaat is de tijdsresolutie van het resulterende tijdsverloop fMRI data veel hoger.

[0014] De voorafgaande en andere aspecten en voordelen van de 5 uitvinding zullen blijken uit de volgende beschrijving. In de beschrijving wordt verwezen naar de bijgaande figuren die hiervan deel uitmaken en waarin op illustratieve wijze een voorkeursuitvoeringsvorm van de uitvinding is uiteengezet. Hoewel een dergelijke uitvoeringsvorm niet noodzakelijk een volledige beschermingsomvang van de uitvinding 10 weergeeft, wordt daarom verwezen naar de conclusies en hierin voor het uitleggen van de beschermingsomvang van de uitvinding.

KORTE BESCHRIJVING VAN DE FIGUREN In de tekening toont 15 [0015] Fig.1 een blokdiagram van een MRI systeem dat onderhavige uitvinding gebruikt;

[0016] Fig.2 een grafische illustratie van Cartesiaanse of Fourier k-ruimte bemonsteringspatroon;

[0017] Fig.3 een grafische illustratie van een radiale of projectie 20 reconstructie k-ruimte bemonsteringspatroon;

[0018] Fig.4 een geïllustreerde weergave van een 90-element spoel gebruikt met het MRI systeem van Fig.1 om de voorkeursuitvoeringsvorm van de uitvinding uit te oefenen;

[0019] Fig.5 een grafische weergave van een pulssequentie gebruikt om 25 het MRI systeem van Fig.1 te sturen wanneer de voorkeursuitvoeringsvorm wordt uitgeoefend;

[0020] Fig.6 een flow chart die de stappen gebruikt in de voorkeur uitvoeringsvorm van de uitvinding illustreert;

[0021] Fig.7 een flow chart die de stappen gebruikt om geacquireerde k-30 ruimte data voor te bereide in de werkwijze van Fig.6 illustreert; en 8

[0022] Fig.8 een flow chart die de stappen gebruikt om de afbeeldende omgekeerde operator voor te bereiden in de werkwijze van Fig.6 illustreert.

ALGEMENE BESCHRIJVING VAN DE UITVINDING 5 [0023] De onderhavige uitvinding gebruikt een rf spoel array met afzonderlijke spoelelementen aangebracht bij verschillende locaties ten opzichte van het subject gepositioneerd in het field of view (FOV). Elke spoelelement ontvangt een NMR echo signaal dat afzonderlijk wordt versterkt, gedigitaliseerd en bewerkt volgens de onderhavige uitvinding om 10 een afbeelding te reconstrueren.

[0024] De generatie van tijdserie afbeelding y(t) in een RF spoel array voorzien van iic kanalen in MRI kan worden geformuleerd als: \ y(t) = Ax(t) + n(t) (1) 15 waarin t aangeeft de tijd en y(t) is een (na nc) bij -1 vector met na verticale stacks (van k-ruimte monsters) met nc observaties (het aantal van array kanalen), x(t) is een np-bij-l vector die aangeeft de te reconstrueren afbeelding, n(t) is een (na nc) bij-1 vector die aangeeft de contaminatieruis 20 van de spoelen en A is een ‘voorwaartse operator” die de signalen projecteert op de spoel array observaties. Hier introduceren we een symbool r om de ‘versnellingsgraad’ aan te geven, de ratio tussen het nummer van volledig bemonsterde k-ruimte data (np) en het nummer van k-ruimte monsters in de versnelde dynamische scan (na). Gewoonlijk is na < np. In Fourier MR 25 afbeelding, kan de voorwaartse operator voor de nde spoel in de array verder worden gedecomposeerd naar Fourier coderende deel (E) en spoel gevoeligheidsmodulatie deel (P„): 9 'Al'

An = EPn, n = 1 ...Ilc, A= . (2)

An

De spoelgevoeligheid beschrijft hoe de spindichtheid wordt gemoduleerd door het ontvangstprofiel van ieder spoelelement in de RT spoel array; het is 5 dus verschillend tussen de spoelen in de array. De Fourier coderende matrix is niettemin identiek voor alle spoelen in de array door de gelijke toegepaste gradiënten. Gegeven de k-ruimte trajectorie E = Ona^SOnp, waarin S is de bemonsteringsmatrix met afmeting van na-bij-np bestaande uit rijvectoren van de discrete data delta functie. In de i-de rij van S, het j-de element is 1, 10 indien de k-ruimte ruimtelijke geïndexeerde entry j is bemonsterd, en 0 ergens anders. ®np is een discrete Fourier transformatiematrix van afmeting np. Aanvullend kunnen we ook een off-resonantie fase informatie incorporeren en dus het ‘fase-beperkte” voorwaartse probleem formuleren door het factorizeren van de reële en imaginaire delen. Het doel van het 15 fase-beperkte voorwaartse probleem is om dynamische statistische interferentie mogelijk te maken met of positieve of negatieve waarden om het MR signaal hoger of lager dan een baseline signaal te maken. Dit is omdat we expliciet beperken x(t) tot een vector met reële waarden. We beschrijven de details onderaan.

20 [0025] In een ensemble van parallel MRI acquisities kan de ruis worden gekarakteriseerd door de ruis covariantie matrix C. Het voorwaartse probleem is eerst ‘gewit’ om de formule zonder gebrek aan generalisatie te verwezenlijken. Gebruikmakend van Cholsky decompositie van de ruis covariantiematrix, C, wordt de gewitte voorwaartse vergelijking geschreven: 25 yw(t) = Awx(t) +nw(t) (3a) 10 yw(t) = CWy(t) (3b)

Aw = C1/2 A (3c) ( nw(t)nw(t)H) = Ine (3d)

Hier geeft het superscript H de complex geconjugeerde en getransponeerde 5 aan. ( ) geeft aan een gemiddelde over ensembles en Ine is de identity matrix met afmeting nc-bij-nc.

[0026] In MR omgekeerde afbeelding (“Inl”) volgens de onderhavige uitvinding vormen de ruimtelijk locaties corresponderende met elementen van x(t) de bronruimte. In de praktijk kan de bronruimte omvatten een 3- 10 dimensionaal volumetrische ruimte die multipele partities in conventionele 3D MRI representeert. Deze 3D Inl bronruimte correspondeert met het gebruikmaken van een non-selectieve excitatie in de volledige VOI en acquireert alleen een centrale punt van de k-ruimte volume voor Inl reconstructie. Het is ook mogelijk om een twee-dimensionale planaire Inl 15 bronruimte te hebben indien een slice selectiegradiënt is gebruikt in de pulssequentie om de te reconstrueren afbeelding te beperken vanuit een enkele vlak (2D Inl). Op een gelijke wijze is een 1-dimensionale lineaire Inl bronruimte mogelijk indien beide slice selectie en frequentie coderende gradiënten worden gebruikt in de pulssequentie (1D Inl).

20 Spoelgevoeligheidsprofielen zijn gebruikt om deze onzekerheid op te lossen. Ten slotte, door het incorporeren van een beperkte hoeveelheid van fase coderende stappen, zoals in een traditionele parallelle MRI SENSE/MASH/GRAPPA, Inl kan de bronruimte nader worden beperkt.

[0027] In dynamische MR afbeelding waarin een reeks van tijdopgeloste 25 afbeeldingen wordt geacquireerd, is a priori informatie over het subject in de FOV beschikbaar. De incorporatie van dergelijke a priori informatie kan de kwaliteit van de afbeelding reconstructie voor anatomische en dynamische functionele MRI verbeteren. We kunnen een mogelijkheid voor het gebruik van a priori informatie in de dynamische Inl kader op nemen. Door het tijd- invariant vóór de oplossing met xo aan de duiden, het voorwaartse probleem kan worden herschreven als: 11 yw(t) = Awx(t) +nw(t) 5 = Yw(t) - Awxo (4) x’(t) = x(t) - xo y’(t) = yw(t) - Axo 10 De volgende afleiding van de minimum-norm oplossing zal de a priori informatie incorporeren om tijd-opgeloste afbeeldingen x(t) te verkrijgen. Desalniettemin, indien geen a priori informatie beschikbaar is, kunnen we op een experimentele wijze de ‘baseline interval’ definiëren om de Awxo te definiëren. Bijvoorbeeld, de gemiddelde Inl versnelde metingen over een 15 baseline interval kunnen een benadering van de gemiddelde baseline activiteit genereren, hetgeen zal worden afgetrokken van de dynamische Inl metingen in de “aktiviteitsinterval”om y’w(t) te genereren. In de volgende sectie zullen we demonstreren dat de ruimtelijke distributie van de dynamische verandering kan nog worden opgelost, eenvoudig gebaseerd op 20 y’w(t) zonder ruimtelijk prior xo.

[0028] De stabiliteit van de oplossing voor x’(t) hangt af van de conditie van de voorwaartse operator. Traditionele parallel MRI methoden beperken de voorwaartse operator zodat Aw meer rijen en kolommen heeft. In de praktijk beperkt dit de versnellingsgraad (r) zodat het kleiner of gelijk is 25 aan het aantal spoelen in het array (¾). Mathematisch is dit equivalent aan het vereiste van aanwezigheid van (AwHAw)-1. Dit is expliciet vereist in de SENSE en GRAPPA afbeeldingsreconstructie methoden. Niettemin, in buitengewoon versnelde gevallen heeft de Fourier coderende matrix bijzonder weinig rijen en dus is (AWHAW) slecht geconditioneerd. In andere 12 woorden, dynamische Inl kan een omgekeerd probleem tegenkomen waarin er meer onbepaalde zijn dan observaties. In het licht van het slecht gestelde dynamischs Inl kan de oplossing worden benaderd door het toevoegen van beperkingen. Een algemene keuze is een lineaire minimum-norm 5 benadering, die de volgende kostfunctie minimiseert: x'(t) = arg. minj|y'w (t) - Awx'{t)f2 + (5) 2 waarin . is het kwadraat van de b-norm en X2 is de 1 2 regularisatieparameter. De kostfunctie bestaat uit twee delen: het eerste deel is een model fout term, die een discrepantie tussen de gemeten data en 10 gemodelleerde fout kwantificeert en het tweede is de eerdere prior fout term die een deviatie van de oplossing ten opzichte van de eerdere kwantificeert. De tweede term in de kostfunctie impliceert het zoeken naar een oplossing x(t) die de deviatie van de eerdere xo (in de b-norm betekenis)

A

minimaliseert. De “minimum-norm”schatting x'(t) correspondeert dus met 15 een oplossing met de minimum kostfunctie. De oplossing is gegeven door de lineaire omgekeerde operator Ww: *,A(o=wwy\ o=rahjawraI+*%r yy) «o waarin R is de bron covariantiematrix: 20 R = (x' (t)x' (t)H ) = (x(f )x(0") (7)

Gegeven de eerdere informatie hebben we: i(t) = At) + x0= Wwyw'(t) + x0 = Wwyw(t) + (/ - T)x0 =Wyw(t) + A*0 (8) waarin TF=WwAw geeft een resolutiekernel aan en A=I- W geeft een deviatie kernei aan. De resolutiekernel is belangrijk voor het kwantificeren van de 25 ruimtelijke resolutie van de Inl beeldreconstructie, zoals beschreven in de volgende sectie.

13

[0029] De minimum-norm schatting van de dynamische Inl kan worden gegeneraliseerd tot de traditionele parallele MRI als een voorval van ondergedetermineerde parallele MRI reconstructie. Aannemend dat (AwRAwh+A2In) en (AWHAW+X2R1) beide inverteerbaar zijn, we hebben:

[0030] In de kostfunctie, indien geen foutterm is beschouwen zoals in het voorval van traditionele parallelle MRI reconstructie (X2 = 0), de regularisatieparameter X2 is nul. Daarom kan de omgekeerde operator worden vereenvoudigd als: 10 Ww = (Aw"Aw)-'A„* (10)

Dit is identiek aan SENSE/SMASH reconstructiekernel. Merk op dat de transitie van onder-gedetermineerde Inl MRI naar de over-gedetermineerde parallele MRI is gebaseerd op incorporatie van een eerder foutterm in de kostfunctie.

15 [0031] De traditionele dynamische MRI afbeeldingsreconstructies voorzien in een reeks van tijd-opgeloste afbeeldingen. Volgende statistische analyse van de tijd-reeks afbeeldingen heeft statistische parametrische projecties (SPMs). Hoewel, in Inl kunnen we de gereconstrueerde tijd-reeks afbeelding normaliseren naar de ruisschatting om SPMs te verkrijgen in 20 ieder tijdpunt. Dankzij de gebruikte lineaire omgekeerde hebben we een schatting van de ruisvariantie op de bronlocatie p: VAR(sf) - " = WpCWp (16) waarin Ww,p geeft aan een p-de rij van Ww aan en Wp geeft aan de p-de rij van W.

25 [0032] Indien geen aanname wordt gedaan omtrent de fase van de te reconstrueren afbeelding, is een ruis-genormaliseerde schatting van locale power van afbeeldingsintensiteit op locatie p gegeven door: 14 f n7, u ’ k«(ï,) w;,,»'../ «'„cr,*

[0033] Onder de zero hypothese is fp(t) F-verspreid met 1 graad van vrijheid in de teller en een groot aantal vrijheidsgraden in de deler, hetgeen afhangt van het aantal monsters in de schatting van de ruis 5 covariantiematrix. Indien een fase-beperking gebruikt is, kunnen we verder een volgende dynamische statistische interferentie afleiden om de hypothese over de spindichtheid zijnde of boven of onder de baseline te testen: - ^ _ *(0 _ K,pyj(0 _ wpy\t) ' 4VAR'k Jr.j'J’ 4kcw/

Door de geschatte spindichtheid over de FOV te delen door de 10 standaarddeviatie van de schatting veroorzaakt door de contaminatieruis, hebben we zp(t) volgens de t distributie onder de zero hypothese van geen

A

verandering van de spindichtheid (x’(t) = 0). Wanneer we een groot aantal monsters gebruiken om de ruis covariantiematrix te schatten, benadert de t verdeling een unit normale verdeling. Daarom zal zp(t) vergelijkbaar zijn 15 met de z-score.

[0034] Merk op dat tijdens de derivatie van dynamische statistische interferentie de prior informatie (xo) niet vereist is. In andere woorden, zelfs zonder a priori informatie kunnen ruimtelijk-op geloste dynamische veranderingen worden bepaald uit versneld verschil observaties tussen 20 experimentele condities. In de praktijk kunnen we een “baseline” periode definiëren voor de tijd reeks experiment en de differentiële data geacquireerd ten opzichte van die baseline berekenen. Op deze wijze vertrouwen we op de voorwaartse operator (en de geassocieerde omgekeerde operator) in de referentiescan om ruimte- en tijdopgeloste statistische 25 projecties te verkrijgen.

15

[0035] Om de ruimtelijke resolutie in Inl te kwantificeren met een minimum-norm schatting combineren we de voorwaartse en de omgekeerde operator om een resolutiekernel te vormen: V = WA = WwAw (19) 5 De kolommen van de resolutiekernel specificeren de punt verspreidingsfunctie (PSF) voor iedere bronlocatie, namebjk het ruimtehjke patroon van de geschatte bronnen wanneer een eenheidsbron op een specifieke locatie is aangebracht. We kunnen een gemiddelde PSF (aPSF) voor een locatie p gebruiken om de ruimtelijk verspreiding van de Inl 10 minimum-norm schatting te kwantificeren:

£K<')K

aPSFp = y±E——- (20) 15 waarin dp(i) de afstand tussen de bronlocatie I en de bronlocatie p aangeeft. Vip is het element vanuit een i-de rij en p-de kolom van de resolutiekernel V en I is een dimensie van de bronruimte. Een projectiedistributie van aPSF kan worden verkregen door het herhalen van de berekening over de gehele bronruimte.

20

BESCHRIJVING VAN EEN VOORKEUR UITVOERINGSVORM

[0036] Met betrekking tot in het bijzonder Figuur 1 is de voorkeur uitvoeringsvorm van de uitvinding gebruikt in een MRI systeem geproduceerd door Siemens Medical Solution of Erlangen, Germany (1,5 T

25 Avanto). Het MRI systeem omvat een werkstation 10 met een display 12 en een toetsenboard 14. Het werkstation 10 omvat een processor 16 die een commercieel verkrijgbaar programmeerbare machine is die een commercieel verkrijgbare operationele systeem runt. Het werkstation 10 verschaft een 16 operator interface die het invoegen van scanvoorschriften in het MRI systeem mogelijk maakt.

[0037] Het werkstation 10 is verbonden aan vier servers: een pulssequentie server 18; een data-acquisitie server 20; een data- 5 bewerkingsserver 22 en een dataopslagserver 23.

[0038] De pulssequentie server 18 functioneert naar aanleiding van programma-elementen gedownload van het werkstation 10 om een gradiëntsysteem 24 en een RF systeem 26 te bedienen. Gradiëntgolfvormen noodzakelijk voor de voorgeschreven scan worden geproduceerd en worden 10 toegepast op het gradiënt systeem 24 die gradiënt spoelen in een samenstel 28 exciteert om magnetische veld gradiënten Gx, Gy en Gz gebruikt voor positiecodering van NMR signalen, te produceren. Het gradiëntspoelensamenstel 28 maakt deel uit een magneetsamenstel 30 omvattende een polariserende magneet 32 en een whole-body RF spoel 34. 15 [0039] RF excitatie golfvormen worden toegepast op een RF spoel 34 door het RF systeem 26 om een voorgeschreven magnetische resonantie pulssequentie uit te voeren. Responsie NMR signalen gedetecteerd door een afzonderlijke RF spoel array zoals hieronder beschreven worden ontvangen door het RF systeem 26, versterkt, gedemoduleerd, gefilterd en 20 gedigitaliseerd onder een toezicht van commando’s geproduceerd door de pulssequentieserver 18. Het RF systeem 26 omvat een RF zender voor het produceren van een grote scala van RF pulsen gebruikt in MR pulssequenties. De RF zender beantwoordt aan het scanvoorschrift en controle van de pulssequentieserver 18 om RF pulsen van gewenste 25 frequentie, fase en pulsamplitude golfvorm te produceren.

[0040] Het RF systeem 26 verder omvat een meervoudig aantal RF ontvanger kanalen. In de voorkeur uitvoeringsvorm 90 ontvanger kanalen zijn gebruikt. Elk RF ontvanger kanaal omvat een RF versterker die een NMR signaal ontvangen door de spoel waaraan het is verbonden, versterkt 30 en een quadrature detector die de I en Q quadrature componenten van het 17 ontvangen NMR signaal detecteert en digitaliseert. De magnitude van het ontvangen NMR signaal kan worden bepaald op ieder bemonsterde punt door de wortel van de som van de kwadraten van I en Q componenten: M = "Jï* + Q2 5 en de fase van het ontvangen NMR signaal kan ook worden bepaald:

<j> = tan"1 Q/I

[0041] De pulssequentieserver 18 ontvangt verder optioneel patiëntdata van een fysiologische acquisitie controller 36. De controller 36 ontvangt signalen van een aantal verschillende sensoren aangesloten op de patiënt, 10 zoals ECG signalen van elektrodes of respiratiesignalen van een blaasbalg. Dergelijke signalen worden typisch gebruikt door de pulssequentieserver 18 om de werking van de scan met respiratie of hartslag van het subject te synchroniseren of “gaten”.

[0042] De pulssequentieserver 18 verder is aangesloten op een scan 15 ruimte interfacecircuit 38 die signalen ontvangt van verschillende sensoren geassocieerd met de conditie van de patiënt en het magneetsysteem. Het patiënt positioneringssysteem 40 ontvangt ook commando’s via de scan ruimte interfacecircuit 38 om de patiënt tijdens de scan naar een gewenste positie te bewegen.

20 [0043] De gedigitaliseerde monsters van NMR signalen geproduceerd door het RF systeem 26 worden ontvangen door de data-acquisitie server 20. De data acquisitie server 20 functioneert om de real-tijd NMR data te acquireren en buffer opslag beschikbaar te stellen zodat geen data verloren gaat door een data overrun. In sommige scans doet de data-acquisitieserver 25 20 weinig meer dan de geacquireerde NMR data te passeren naar de databewerkingsserver 22. Het wordt opgemerkt dat in scans die vereisen dat informatie verkregen van geaqcuireerde NMR data wordt gebruikt om de nadere werking van de scan te beïnvloeden, de dataacquisitieserver 20 geprogrammeerd wordt om dergelijke informatie te produceren en om het 18 beschikbaar te stellen aan de pulssequentieserver 18. Bijvoorbeeld: tijdens prescans is NMR data geacquireerd en is gebruikt om de pulssequentie te kalibreren door de pulssequentie server 18. Ook navigator signalen kunnen worden geacquireerd tijdens een scan en kunnen worden gebruikt om de 5 operationele parameters van RF- of de gradiëntsysteem bij te stellen of om de view order in welke de k-ruimte is bemonsterd te besturen. Ook kan de data-acquisitieserver 20 worden gebruikt om de NMR signalen te bewerken om een aankomst van contrastagent te detecteren in een MRA scan. In al deze voorbeelden acquireert en bewerkt de dataacquisitieserver 20 NMR 10 data in real-tijd om informatie gebruikt om de scan te besturen te produceren.

[0044] De data processingserver 22 ontvangt NMR data van de dataacquisitieserver 20 en bewerkt data volgens een afbeeldingsreconstructie werkwijze van de onderhavige uitvinding. Afbeeldingen gereconstrueerd 15 door de databewerkingsserver 22 worden teruggestuurd naar het werkstation 10 waarin deze worden opgeslagen. Real-tijd afbeeldingen kunnen worden uitgevoerd naar het operator display 12 of een display 42 die is aangebracht in de nabijheid van het magneetsamenstel 30 voor het gebruik door artsen. Batch mode afbeeldingen of geselecteerde real-tijd 20 afbeeldingen worden opgeslagen in een host database op een disk opslagmedium 44. Het werkstation 10 kan worden gebruikt door een operator om de afbeeldingen te archiveren, films te produceren of om de afbeeldingen te versturen via een netwerk naar andere faciliteiten.

[0045] Om een versnelling van een orde van grootte te realiseren in de 25 acquisitie van tijd-opgeloste MR afbeeldingen, wordt ruimtelijke resolutie bereikt met behulp van een multi-element rf spoel array gebruikt als NMR signaaldetector in plaats van met tijdrovende afbeelding gradiënt coderende werkwijzen. De karakteristieken van het rf spoel array die zich voor dergelijke toepassing lenen zijn als volgt. Een aantal spoelelementen is 30 vereist dat het object zo volledig mogelijk in een dicht bedekt samenstel 19 omhult. De ruimtelijke resolutie van de uitvinding neemt naar verwachting toe naarmate het aantal ruimtelijk ongelijksoortige detectors is toegenomen. Om ruimtelijk ongelijksoortige informatie te verschaffen dienen de arrayelementen van elkaar ontkoppeld te zijn. Om beide gevoeligheid en 5 verbeterde ruimtelijke informatie te verschaffen dienen de spoelen zo dicht mogelijk bij het object te worden geplaatst. Indien de arrayelementen slechts voor ontvangst worden gebruikt, dienen ze gedetuned worden tijdens een zendfase van het MR experiment.

[0046] Met bijzondere referentie tot Figuur 4 wordt een helm-vormige 10 spoelarray 100 gebruikt in de voorkeur uitvoeringsvorm van de uitvinding die wordt gebruikt om afbeeldingen te acquireren van het menselijke brein. Een nauwpassende fiberglas helm wordt gemodelleerd naar een Europese hoofd standaard EN960/1994 voor beschermende hoofduitrusting. Dit spoelarray 100 omvat 90 afzonderlijke spoelelementen die zijn 15 gepositioneerd over een kromme helm oppervlak. Iedere spoel is in hoofdzaak rond in vorm en naburige spoelelementen overlappen zodat hun wederzijdse inductie wordt geminimaliseerd. Zoals in een corresponderende PCT aanvrage WO 2005/109010A2 ingediend op mei 3, 2005 en betiteld “Coil Array Positioning” is beschreven, wordt inductieve koppeling tussen de 20 spoelelementen verminderd door de naburige spoelelementen te laten overlappen en door het gebruik van een voor-versterker ontkoppeling. De kabel zich uitstrekkend van alle 90 spoelelementen naar de voor-versterker in het respectievelijke ontvangstkanaal is zorgvuldig gekozen en de tuning van het matching circuit naar de voor-versterker is gekozen om de hoge 25 input impedantie van de voor-versterker te transformeren naar een lage impedantie over het rondvormige spoelelement. Een samenstel van hexagonale en pentagonale pannen bedekken het helmoppervlakte, op een nagenoeg gelijke wijze als bij een geodesische bedekking van een bol. Ieder pan heeft zijden die ongeveer 23 mm lang zijn, hoewel het noodzakelijk was 30 om de pentagonale pannen te verstoren in plaatsen voor ze te projecteren op 20 een oppervlakte van de helm. Een cirkelvormige oppervlakte spoel wordt gecentreerd op iedere pan. Ieder oppervlakte spoel is gemaakt van 0.031 inch dikke G10 koper bekleding circuit board met een geleiderbreedte van 2.5 mm. De diameter van ieder spoelelement bedraagt tussen 4.5 cm en 5.5 5 cm. Gevonden is dat significante 5-8 maal gains met betrekking tot SNR mogelijk zijn met deze structuur in vergelijking tot conventionele hoofdspoelen, in het bijzonder in de cerebrale cortex.

[0047] In de voorkeur uitvoeringsvorm wordt een reeks van MR afbeeldingen geacquireerd van het brein van het subject terwijl het subject 10 een voorgeschreven functie aan het uitoefenen is of terwijl het subject op een voorgeschreven wijze gestimuleerd wordt. MR data voor een totale afbeelding wordt iedere 20 msecs geaquireerd tijdens de dynamische studie zodat een hoge temporele resolutie van de resulterende breinactiviteit wordt gedetecteerd. Omdat de echo tijd (TE) vereist om de maximum BOLD NMR 15 signaalresponsie te verkrijgen veel langer is dan 20 msecs (bijv.,43 msecs bij 1,5T) wordt een PRESTO echo-verschuivende pulssequentie gebruikt.

[0048] Met betrekking tot in het bijzonder Figuur 5 wordt de pulssequentie opgestart met een selectieve RF excitatiepuls 110 die een hoek van 20° heeft, die geproduceerd is in de aanwezigheid van een o£f- 20 resonantie slice select gradiëntpuls 112. Dit wordt gevolgd door een slice select rephasing gradiëntpuls 114 en een uitlees gradiënt pre-phasing gradiëntpuls 116. Een NMR signaal 118 wordt dan geacquireerd in de aanwezigheid van een uitlees gradiëntpuls 120 en daarna wordt de magnetisatie gerefocuseerd in de uitleesrichting door een compensatie 25 gradiëntpuls 122. Natuurlijk is het NMR signaal 118 afzonderlijk geacquireerd door ieder element van de 90 spoelelementen en elk is marginaal anders doordat ieder spoelelement een andere positie heeft. Ten slotte, wordt een compensatie gradiëntpule 124 toegepast langs de slice select as om een deel van de off-resonance excitatie te refocuseren teneinde 30 de echotijd (TE) te verlengen naar een latere TR periode. In de voorkeur 21 uitvoeringsvorm is deze gradiëntpuls 124 ingesteld om de echo tijd (TE) met twee TR perioden te verschuiven teneinde een TE van 43 msecs te realiseren. In deze pulssequentie is er geen fase coderende gradiënt, een scan van een enkel afbeeldingskader maakt deel uit van één pulssequentie 5 waarin een rechte lijn door het centrum van de k-ruimte wordt bemonsterd. Dit wordt genoemd een ID Inl scan waarin één gradiënt coderende as wordt verwijderd gebruikmakend van de onderhavige uitvinding.

[0049] Met betrekking tot in het bijzonder Figuur 5 is de eerste stap van de voorkeur fMRI implementatie van de onderhavige uitvinding om een 10 reeks van afbeeldingskaders te acquireren in een ID Inl scan, zoals schematisch is weergegeven door werkwijze blok 200. Dit wordt bereikt met behulp van een bovenbeschreven pulssequentie en de resulterende ID array van complexe k-ruimte monsters van ieder van de 90 ontvangers en elk van de geacquireerde kaders wordt opgeslagen.

15 [0050] Vóór het reconstrueren van afbeeldingskaders uit deze k-ruimte data gebruikmakend van de omgekeerde operator dient de k-ruimte data worden voorbereid zoals weergegeven in werkwijze blok 202. De aard van deze voorbereiding hangt in zekere zin af van de specifieke scan die wordt uitgevoerd, hoewel voor de fMRI scan van de voorkeur uitvoeringsvorm de 20 voorbereidingsstappen zijn beschreven in Figuur 7. Zoals bij de werkwijze blok 204 van Figuur 7 is aangegeven omvat deze stap het verwijderen van alle kanalen met slechte metingen van de geacquireerde k-ruimte data. Dit wordt bereikt door te zoeken naar de datum van ieder kanaal en door het buiten beschouwing laten van ieder kanaal met toegenomen ruis of 25 afgenomen signaal.

[0051] Zoals in werkwijze blok 206 is aangegeven, wordt de ID array van de k-ruimte data voor ieder kanaal van iedere afbeelding Fourier getransformeerd. Dit is een standaard complexe FFT die de fase informatie in de I en Q componenten van de resulterende signaalmonsters behoudt.

30 Ieder resulterende signaalmonster wordt ruimtelijk op gelost langs een slice 22 select as en de uitlees gradiënt as in de onderhavige uitvinding wordt gebruikt als hierna is beschreven om deze signalen ruimtelijk op te lossen langs de derde as.

[0052] Zoals in werkwijze blok 208 is aangegeven, vervolgt de 5 voorbereidingsfase met het uitlijnen van de fase van corresponderende signaalmonsters in ieder kanaal. Dit wordt bereikt door het roteren van ieder complex datapunt om dezelfde fase te hebben als andere tijdpunten die voorkomen met dezelfde latentie ten opzichte de referentie golfvorm. Fase uitlijning vermindert fase instabiliteiten in de data die kunnen voorkomen 10 bij het herhaalde experiment.

[0053] Zoals in werkwijze blok 210 is weergegeven zijn de geacquireerde fMRI afbeeldingskaders verder gecorrigeerd door het verwijderen van temporele trends in de data die voorkomen over de gehele acquisitietijd. Dit wordt bereikt door het ontrafelen van de tijdreeks door het aftrekken van 15 een basispolynoom of een andere set van basis functies van de data. Op een gelijksoortige wijze, zoals aangegeven in werkwijze blok 212, wordt de geacquireerde fMRI gecorrigeerd voor de subjectbeweging en andere fysiologische ruis. Dit wordt bereikt door het corrigeren van de fase van ieder signaalmonster in ieder afbeeldingskader door een hoeveelheid die 20 ieder gedetecteerde patientbeweging terugzet tijdens de acquisitie van ieder afbeeldingskader. Dit is een bekende correctie eigen aan fMRI nabewerking. Bijvoorbeeld kunnen navigator signalen worden geacquireerd op een periodieke wijze tijdens de scan, zoals beschreven in US octrooinummer 5, 539, 312, en kunnen worden gebruikt om de fase corrigeren van de fMRI 25 data voor patiëntbeweging.

[0054] Zoals in werkwijze blok 213 is weergegeven, vervolgt de data voorbereiding door het verwijderen van een ruimtelijke correlatie tussen de kanalen in de array, zoals is beschreven in vergelijking (3). Dit wordt uitgevoerd door het berekenen van een ruis covariantiematrix C tussen de 30 ontvangstkanalen, zoals is aangegeven in werkwijze blok 222. Dit kan 23 worden bereikt door het digitaliseren van het signaal over een korte periode in afwezigheid van RF excitatie. Na het acquireren van C kunnen we een Cholseky decompositie uitvoeren op C om C1/2 te verkrijgen en de omgekeerde C1/2. De voorbereide data is vermenigvuldigd met C1/2 om een 5 ruimtelijke decorrelatie tussen de kanalen te verkrijgen.

[0055] Ten slotte, zoals in werkwijze blok 214 is aangegeven, wordt de baseline meting verwijderd van ieder kanaal in ieder afbeeldingskader volgens bovenbeschreven vergelijking (4). In de fMRI scan wordt een baseline meting typisch uitgevoerd in het begin van de scan vóórdat de 10 patiënt gestimuleerd is of met een voorgeschreven taak begint. De bijbehorende signaalmonsters in de ID array van kanaal baseline metingen worden afgetrokken van de bijbehorende kanaalmeting in ieder afbeeldingskader. Dit is een complexe aftrekking die de fase informatie behoudt. Dit voltooit de voorbereidingsfase van de geacquireerde data die nu 15 gereed is voor de inversie.

[0056] Een sleutelstap in het afbeelding reconstructieproces is de transformatie van de geacquireerde data gebruikmakend van de omgekeerde operator. Met betrekking tot Figuur 6 wordt opgemerkt dat veel van de berekeningen die noodzakelijk zijn om de afbeeldende omgekeerde 20 operator te verschaffen slechts een enkel keer dienen te worden uitgevoerd en kunnen worden bewaard voor een later gebruik. Sommige berekeningen, echter, zijn subject afhankelijk en ontvangst spoel afhankelijk en dienen te worden berekend voor iedere subjectscan, zoals is weergegeven door werkwijze blok 220. De benodigde stappen om dit te vervullen zijn 25 uiteengezet in Figuur 8.

[0057] Om de omgekeerde operator op te bouwen beginnen we bij werkwijze blok 228 om een bronruimte te definiëren. De bronruimte representeert mogelijke locaties waarin de afbeelding wordt gereconstrueerd. In het meest generieke voorval is de bronruimte het field of 30 view van de afbeelding gereconstrueerd met behulp van de onderhavige 24 uitvinding. Indien de ruimtelijke prior deze informatie beperkt dan is de bronruimte verminderd. Bijvoorbeeld als de verwachting is dat slechts een beperkt aantal ruimtelijke locaties een dynamische verandering zullen ondergaan, dan kan de bronruimte beperkt zijn tot dit gebied. Beperking 5 van de bronruimte is voordelig voor het versnellen van een omgekeerde berekening en is een manier om de a priori informatie over de processen die door de afbeelding worden bestudeerd te incorporeren.

[0058] De opbouw van de bron vervolgt door het berekenen van de spoelgevoeligheidsprojecties. Spoelgevoeligheidprojecties Pn in vergelijking 10 (2) worden berekend zoals is weergegeven in werkwijze blok 224. De ruimtelijke gevoeligheidspatronen van een spoel kunnen worden geschat uit een lage resolutie MR afbeelding (magnitude en fase) geacquireerd met een minimale weefselcontrast. Indien gewenst kan de anatomische informatie worden verwijderd uit deze projectie door het vergelijken met een 15 gelijksoortige scan geacquireerd met een uniform lichaam RF spoel.

[0059] Aanvullend hebben we een Fourier coderend deel nodig, dat beschreven is in vergelijking (2) zoals aangegeven in blok 225. Dit kan worden uitgevoerd met behulp van een discrete Fourier transform matrix en een gegeven k-ruimte bemonsteringspatroon, zoals is weergegeven in 20 vergelijking (2). De vermenigvuldiging van het Fourier coderende deel met de spoelgevoeligheidsprojectie wordt uitgevoerd voor ieder kanaal in het array. De verzameling van alle dergelijke vermenigvuldigingen van alle kanalen in het array vormt een voorwaartse operator A, zoals beschreven is in vergelijking (2).

25 [0060] De ruimtelijke correlatie tussen de kanalen in de voorwaartse

operator wordt verwijderd door het gebruiken van een ruis covariantiematirix C, zoals bovenbeschreven is. Nadat de Cholesky decompositie van C en de inverse C1/2 daarvan verkregen zijn, vermenigvuldigen we deze decompositie met een voorwaartse operator A

25 teneinde een ruimtelijke gewitte voorwaartse operator Aw te verkrijgen, zoals beschreven is in vergelijking (3c) en aangegeven is in blok 226.

[0061] Zoals is aangegeven in blok 227 wordt in de volgende stap een bron covariantiematrix (R) berekend volgens vergelijking (7). De bron 5 covariantiematrix kan worden opgebouwd door een stationair volledige field of view dat de ruimtelijke verdeling van de waarschijnlijkheid van de dynamische verandering aangeeft. Als de ruimtelijke prior niet gewenst is, kan de identiteitsmatrix worden gebruikt.

[0062] Om een omgekeerde operator te verkrijgen hebben wij ook een 10 regulariserende parameter X2 nodig, zoals is aangegeven in blok 229. Dit is omdat, in het algemeen, wij te maken hebben met een ondergedetermineerd systeem en dus zonder een regulariserende parameter de matrix tussen de accolades in vergelijking (6) slecht geconditioneerd kan zijn. Een regulariserende parameter kan worden geschat met behulp van 15 een benadering, zoals een L-kromme, een gegeneraliseerde kruis-validatie, een singular-waarde decompositie of een truncated singular-value decompositie. Een regularisatie parameter kan ook worden toegekend als een deel, bij voorbeeld 5%, van een grootste singular waarde van AWRAWH in vergelijking (6).

20 [0063] Gegeven regularisatieparameter X2, de bron covariantiematrix R en de gewitte voorwaartse operator AWj kunen wij een omgekeerde operator Ww berekenen, zoals is in blok 231 aangegeven is en in vergelijking 6 beschreven is.

[0064] Met betrekking tot Figuur 6 is de volgende stap om de afbeeldende 25 omgekeerde operator toe te passen op de voorbereide afbeeldingskader data zoals aangegeven is in werkwijze blok 216 gebruikmakend van vergelijking (6). In vergelijking (6) is Ww de afbeeldende omgekeerde operator, yw’(t) is de voorbereide data. Het resultaat van deze operatie is het verschaffen van x’(t), een 2D afbeelding in ieder tijdkader in de dynamische studie waarin 30 ieder pixel de BOLD responsie aangeeft bij de corresponderende voxel in het 26 brein van het subject. Dezelfde omgekeerde operator wordt herhaaldelijk gebruikt om de voorbereide tijdreeks te transformeren naar tijdreeks afbeeldingen.

[0065] De laatste stap in de fMRI werkwijze is om statistische parameter 5 projecties te berekenen zoals is aangegeven in de werkwijze blok 218. Ten eerste, schatten wij de variatie van de ruis tijdens baseline (rustvoorval) met behulp van vergelijking (11). Daarna leiden wij bijvoorbeeld, dynamische F-statistische tijd reeks afbeeldingen met behulp van vergelijking (12) of dynamische t-statistische tijd reeks met behulp van 10 vergelijking (13) af. Opgemerkt wordt dat x’(t) reeds was berekend, hetgeen een tijd reeks afbeeldingen is met geschatte dynamische veranderingen. Er is geen kwantitatieve statistische significantie geassocieerd met deze geschatte dynamische veranderingen. In andere woorden, x’(t) verschaft geen kwantitatieve informatie over hoe waarschijnlijk het is dat het van de 15 baseline verschilt. Met behulp van vergelijkingen (11) - (13) kunnen wij een tijdpunt tot tijdpunt kwantitatieve waarschijnlijkheid (of statistiek van verschillende types) afleiden of de geschatte activiteit van de baseline afwijkt.

[0066] Terwijl de onderhavige uitvinding in het bijzonder bruikbaar voor 20 fMRI toepassingen is, is het ook bruikbaar voor andere toepassingen waarin een aanzienlijk hoge temporele resolutie is vereist. Naast verwijdering van de noodzaak voor gradiënten voor ruimtelijk coderen van één, twee of drie assen, kan de onderhavige uitvinding tevens worden gebruikt in situaties waarin gradiënt ruimtelijke codering niet verwijderd maar aanzienlijk in 25 resolutie gereduceerd is. Bijvoorbeeld in plaats van het volledig verwijderen van de fase coderende gradiënt zoals is uitgevoerd in de bovenbeschreven voorkeur uitvoeringsvorm, kan een beperkt aantal fase coderende stappen worden gebruikt om de ruimtelijke resolutie te vergroten. Hoe groter het aantal gebruikte fase coderende stappen, hoe langer de scantijd en hoe 30 hoger de resolutie van de geacquireerde kaderafbeeldingen. De keuze is 27 daarom een compromis tussen afbeeldingsresolutie aan de ene kant en scantijd of temporele resolutie aan de andere kant.

1033707

Claims (14)

1. Werkwijze voor het genereren van een afbeelding van een subject met een magnetische resonantie (MR) systeem, de stappen omvattende: a) het uitvoeren van een pulssequentie met het MR systeem om een transversale magnetisatie te produceren in het subject emitterende NMR 5 signalen; b) het simultaan ontvangen van de NMR signalen met een meervoudig aantal spoelen en daarmee geassocieerde ontvangstkanalen; c) het maken van een omgekeerde afbeelding vanuit de ontvangen NMR signalen; en 10 d) het reconstrueren een afbeelding vanuit de omgekeerde afbeelding gebruikmakend van een afbeeldende omgekeerde operator; waarbij de afbeeldende omgekeerde operator op een voorwaarts model gebaseerd is, dat de NMR signalen ontvangen door ieder spoel en daarmee geassocieerde ontvangstkanaal in acht neemt. 15

2. Werkwijze volgens conclusie 1, waarbij de stap c) omvat: c)i) het Fourier transformeren van de ontvangen NMR signalen.

3. Werkwijze volgens conclusie 1 waarbij het uitvoeren van een 20 pulssequentie van stap a) omvat: a)i) het toepassen van een afbeeldingsgradiënt langs een as om de in stap b) ontvangen NMR signalen te coderen ten opzichte van plaats; en stap c) omvat: c)i) het voorbereiden van de ontvangen NMR signalen door deze 25 Fourier te transformeren. 1033707

4. Werkwijze volgens conclusie 3, waarbij de afbeeldingsgradiënt is toegepast wanneer de NMR signalen zijn ontvangen.

5. Werkwijze volgens conclusie 1, waarbij de pulssequentie geen 5 gebruik maakt van een afbeeldingsgradiënt om de positie van de NMR signaal langs een afbeeldingsas te bepalen en de positie van de NMR signaal langs de genoemde afbeeldingsas wordt bepaald door het toepassen van de omgekeerde operator in stap d).

6. Werkwijze volgens conclusie 1, waarbij stap c) omvat: c)ii) het uitlijnen van de fase van respectievelijke NMR signalen uit elke spoel.

7. Werkwijze volgens conclusie 1, waarbij stap c) omvat: 15 c)iii) het verwijderen van ruimtelijke correlatie tussen de NMR signalen in elk ontvangstkanaal.

8. Werkwijze volgens conclusie 7, waarbij stap c)iii) omvat: het berekenen van een ruiscovariatiematrix tussen de ontvangstkanalen. 20

9. Werkwijze volgens conclusie 1, omvattende: e) het berekenen van een afbeeldende omgekeerde operator door: e)i) het berekenen van een spoelgevoeligheidsprojectie voor ieder spoel uit het genoemde meervoudig aantal spoelen; 25 e)ii) het genereren van een voorwaartse operator A vanuit de spoelgevoeligheidsprojecties; en e)iii) het genereren van een afbeeldende omgekeerde operator gebruikmakend van de voorwaartse operator A.

10. Werkwijze volgens conclusie 9, waarbij stap e)iii) omvat: het berekenen van een ruis covariantie matrix tussen de kanalen; het berekenen van en ruimtelijk gewitte voorwaartse operator Aw gebruikmakend van de voorwaartse operator A en de covariantie matrix; waarbij de afbeeldende omgekeerde operator wordt gegenereerd vanuit de 5 gewitte voorwaartse operator Aw.

11. Werkwijze volgens conclusie 9, omvattende het berekenen van een bron covariantie matrix R gebruikmakende van bekende informatie over het subject; en waarbij de afbeeldende omgekeerde operator wordt gegenereerd 10 in stap e)iii) gebruikmakend van de bron covariantie matrix R.

12. Werkwijze volgens conclusie 9 omvattende het berekenen van een regularisatie parameter X2; waarbij de afbeeldende omgekeerde operator wordt gegenereerd in stap e)iii) 15 gebruikmakend van de regularisatie parameter X2.

13. Een magnetische resonantie inrichting voor het genereren van een afbeelding van een subject omvattende: a) middelen voor het uitvoeren van een pulssequentie met het MR systeem om een transversale magnetisatie te produceren in het subject 20 emitterende NMR signalen; b) middelen voor het simultaan ontvangen van de NMR signalen met een meervoudig aantal spoelen en daarmee geassocieerde ontvangstkanalen; c) middelen voor het maken van een omgekeerde afbeelding vanuit de 25 ontvangen NMR signalen; en d) middelen voor het reconstrueren een afbeelding vanuit de omgekeerde afbeelding gebruikmakend van een afbeeldende omgekeerde operator; waarbij de afbeeldende omgekeerde operator op een voorwaarts model gebaseerd is, dat de NMR signalen ontvangen door ieder spoel en daarmee geassocieerde ontvangstkanaal in acht neemt.

14. Een computerprogramma product omvattende instructies voor het 5 door een processor doen uitvoeren van de stappen van de werkwijze volgens één der voorgaande conclusies 1 - 12. 1033707