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HINTERGRUND
ZU DER ERFINDUNG
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Die
Erfindung betrifft ganz allgemein Magnetresonanz-Tomographie-(MRT)-Systeme und insbesondere
ein Verfahren und eine Vorrichtung zur parallelen Bildgebung in
der frequenzcodierenden Richtung unter Verwendung von MRT-Systemen.
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MRT
ist eine hinlänglich
bekannte Bildgebungstechnik. Eine herkömmliche MRT-Vorrichtung baut
ein homogenes Magnetfeld beispielsweise entlang einer Achse des
Körpers
einer Person auf, an der eine MRT durchgeführt wird. Dieses homogene Magnetfeld
konditioniert das Innere des Körpers
der Person für
eine Bildgebung, indem die Kernspins (der Atome und Moleküle, aus
denen das Körpergewebe besteht)
parallel zu der Achse des Magnetfelds fluchtend ausgerichtet werden.
Falls die mit dem Magnetfeld fluchtende Ausrichtung der Kernspins
gestört wird,
versuchen die Kerne, ihre Achse wieder mit der Achse des Magnetfelds
auszurichten. Eine Störung der
Ausrichtung von Kernspins lässt
sich durch Anwendung von auf die Larmorsche Frequenz abgestimmten
Hochfrequenz-(HF)-Pulsen
erreichen. Während
des Vorgangs eines Wiederausrichtens, präzedieren die Kerne um die Achse
des Magnetfelds und strahlen elektromagnetische Signale aus, die
sich durch ein oder mehrere an der Person oder um diese herum angeordnete
HF-Detektorspulen erfassen lassen.
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Die
Frequenz des Magnetresonanz-(MR)-Signals, das durch einen bestimmten
präzedierenden Kern
ausgestrahlt wird, hängt
von der Stärke
des Magnetfelds an dem Ort des Kerns ab. wie aus dem Stand der Technik
hinlänglich
bekannt ist, ist es möglich,
Signale, die von unterschiedlichen Orten innerhalb des Körpers einer
Person stammen, zu unterscheiden, indem quer über den Körper der Person ein Magnetfeldgradient
erzeugt wird. Zur Vereinfachung sei eine Richtung dieses Feldgradienten
als die Links/Rechts-Richtung bezeichnet. Von während einer Anwendung des Feldgradienten
erfassten Signalen, die ein und dieselbe Frequenz aufweisen, kann
angenommen werden, dass sie von einer gegebenen Position innerhalb
des Feldgradienten, und folglich von einer vorgegebenen Links-Rechts-Position
innerhalb des Körpers
einer Person ausgehen. Die Anwendung eines derartigen Feldgradienten
wird auch als Frequenzcodierung bezeichnet.
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Allerdings
ermöglicht
die Anwendung eines Feldgradienten kein zweidimensionales räumliches Codieren,
da sämtliche
Kerne an einer vorgegebene Links-Rechts-Position derselben Feldstärke ausgesetzt
sind und folglich Signale derselben Frequenz ausstrahlen. Dementsprechend
reicht die Anwendung eines frequenzcodierende Gradienten für sich genommen
nicht aus, um von der Oberseite stammende Signale gegenüber Signalen
unterscheiden zu können,
die an einer gegebenen Links-Rechts-Position
von der Unterseite der Person ausgehen. Es stellte sich heraus,
dass ein räumliches
Codieren in dieser zweiten Richtung möglich ist, indem vor Akquirieren
des Signals Gradienten einer veränderten Stärke in einer
senkrechten Richtung angewendet werden, um dadurch die Phase der
Kernspins um variierte Beträge
zu drehen. Die Anwendung solcher zusätzlicher Gradienten wird als
Phasencodierung bezeichnet.
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Frequenzcodierte
Daten, die nach einem Phasencodierschritt durch die HF-Detektorspulen
erfasst werden, werden als eine Datenzeile in einer Datenmatrix
gespeichert, die als die k-Raum-Matrix bekannt ist. Mehrere Phasencodierschritte
werden durchgeführt,
um die vielen Zeilen der k-Raum-Matrix auszufüllen. Indem
die Matrix einer zweidimensionale Fourier-Transformation unterworfen
wird, um diese Frequenzdaten in räumliche Daten umzuwandeln, die
die Verteilung der Kernspins oder Dichte der Kerne des Bildgebungsmaterials
repräsentieren,
lässt sich
anhand dieser Matrix ein Bild erzeugen.
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Alternativ
kann ein räumliches
Kodieren in drei Dimensionen ausgeführt werden, indem in zwei zueinander
senkrechten Richtungen phasencodierende Gradienten, und darauf folgend
in der dritten senkrechten Richtung ein frequenzcodierender Gradient
angewendet werden, wobei während
des frequenzcodierenden Gradienten Signale akquiriert werden, um
eine dreidimensionale Matrix von k-Raum-Daten zu erzeugen. Eine
dreidimensionale Fourier-Transformation wandelt diese Frequenzdaten
der Matrix anschließend
in räumliche
Daten um, die die Verteilung von Kernspins oder deren Dichte innerhalb
eines Volumens des Bildgebungsmaterials repräsentieren.
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Die
für eine
Bildgebung benötigte
Zeit hängt weitgehend
von dem angestrebten Signal/Rausch-Verhältnis (SNR) und von der Geschwindigkeit
ab, mit der die MRT-Vorrichtung die k-Raum-Matrix ausfüllen kann. In herkömmlicher MRT
wird jeweils eine Zeile der k-Raum-Matrix auf einmal gefüllt. Obwohl
auf diesem allgemeinen Gebiet viele Verbesserungen erreicht wurden,
ist die Geschwindigkeit, mit der sich die k-Raum-Matrix ausfüllen lässt, immer noch beschränkt. Um
diese innewohnenden Beschränkungen
zu beseitigen, wurden einige Techniken entwickelt, um für jede Anwendung eines
Magnetfeldgradienten in effizienter weise gleich mehrerer Datenzeilen
gleichzeitig zu akquirieren. Diese Techniken, die zusammenfassend
mit dem Begriff "parallele
Bildgebungstechniken" bezeichnet
werden können,
benutzen räumliche
Daten, die von Feldern von HF-Detektorspulen stammen, um das Codieren
zu ersetzen, das sonst mittels Feldgradienten und HF-Pulsen in einer
sequentiellen Weise erreicht wird. Die Verwendung mehrfacher effektiver
Detektoren erwies sich als geeignet, die Bildgebungsgeschwindigkeit
zu vervielfachen, ohne die Gradientenschaltraten oder HF-Energiebelastung
zu erhöhen.
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Parallele
Bildgebungstechniken lassen sich in zwei Kategorien einteilen. Entweder
füllen
sie die ausgelassenen Zeilen des k-Raums vor einer Fourier-Transformation
aus, indem sie eine gewichtete Kombination von durch die diversen
HF-Detektorspulen akquirierten benachbarten Zeilen konstruieren. Oder
sie führen
zunächst
eine Fouriertransformation an dem beschränkten k-Raum-Daten aus, um
ein auf eine jeweilige Spule zurückzuführendes
Alias-Bild zu erzeugen und anschließend die Alias-Signale durch eine
lineare Transformation der überlagerten
Pixelwerte zu entfalten. In beiden Fällen weisen die rekonstruierten
Bilder, insbesondere im Falle großer Beschleunigungsfaktoren,
häufig
aufgrund einer unzureichenden Beseitigung von Aliasing-Artefakten Mängel auf.
In durch Aliasing verfälschten
Bildern sind die Ränder
des Bildes in Richtung der Bildmitte eingefaltet.
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Zwei
derartige parallele Bildgebungstechniken, die in letzter Zeit für in vivo
Bildgebung entwickelt und verwendet wurden, sind SENSE (SENSitivity
Encoding = Codieren von Empfindlichkeit) und SMASH (Simultaneous
Acquisition of Spatial Harmonics = Simultane Akquisition räumlicher
Oberschwingungen). Beide Techniken umfassen die parallele Verwendung
mehrere gesonderter Empfangselemente, wobei jedes Element jeweils
ein unterschiedliches Empfindlichkeitsprofil aufweist, und eine
Kombination der entsprechenden erfassten Spinresonanzsignale (im
Vergleich zu herkömmlicher
Fourier-Bildgebungstechnik)
eine Reduzierung der für ein
Bild benötigten
Akquisitionszeit um einen Faktor ermöglicht, der im günstigsten
Fall gleich der Anzahl der verwendeten Empfangselemente ist (siehe
Pruessmann et al., Magnetic Resonance in Medicine, Bd. 42, 5.952-962,
1999).
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Für Pulssequenzen,
die eine geradlinige Bahn im k-Raum ausführen, reduzieren parallele Bildgebungstechniken
in jedem Fall die Reihe von Phasencodierschritten, um die Akquisitionszeit
der Bildgebung zu reduzieren, und verwenden anschließend Empfindlichkeitsdaten
des Arrays, um den Verlust an räumlichen
Daten auszugleichen. Für
manche Pulssequenzen, z.B. im Falle von Single-Shot-Fast-Spin-Echo,
könnte
eine wesentliche Verringerung der Akquisitionszeit der Bildgebung auch
erreicht werden, wenn die Anzahl der Punkte in der frequenzcodierenden
Richtung reduziert werden könnte,
ohne Einbußen
bei der räumlichen
Auflösung oder
dem Sichtfeld (FoV) hinnehmen zu müssen. Ein Filtern auf der Empfängerseite
kappt die außerhalb des
Auslesebands liegenden Signale, anders als in der phasencodierenden
Richtung, wo derartige Signale zurück in das FoV aliasiert werden,
wo sie durch parallele Bildrekonstruktion wieder entfaltet werden können.
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MR-Bildgebung
mit Mehrfachspulen setzt eine größere Anzahl
von Empfangskanälen
ein. Ein Erhöhen
der Anzahl der Kanäle
bei einer Mehrfachspulenbildgebung über die typische Anzahl von
4 bis 8 hinaus kann möglicherweise
vielfältige
Vorteile mit sich bringen, darunter ein verbessertes Signal/Rausch-Verhältnis (SNR),
größere Sichtfelder (FoV)
und/oder schnellere Bildgebung. Diese Vorteile können bei der Bewältigung
von Problemen der kardialen, respiratorischen und peristaltischen
Bewegung während
einer Rumpftomographie, und für
die Leistung und Beobachtung einer MRT-gestützten Therapie
eine bedeutende Rolle spielen. Es besteht also ein Bedarf nach einem
Verfahren und System, um parallele Bildgebung mittels MRT beschleunigt durchführen zu
können.
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KURZDARSTELLUNG
DER ERFINDUNG
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Zusammengefasst
gehören
gemäß einem Ausführungsbeispiel
der Erfindung zu einem Verfahren zur parallelen Bildgebung mittels
eines Magnetresonanz-Tomographie-(MRT)-Systems die Schritte: Akquirieren
einer Vielzahl von Magnetresonanz(MR)-Signalen von einem Empfängerspulenarray,
das in dem MRT-System um ein Objekt angeordnet ist, wobei das Empfängerspulenarray
mehrere in Zeilen angeordnete Empfängerelemente aufweist, und
während
der Anwendung eines Auslesegradienten in einer Frequenzcodierrichtung
Verschieben von Empfängerfrequenzen
um einen wählbaren
Betrag für
jede Zeile des Arrays, um ein Sichtfeld (FoV) in der Frequenzcodierrichtung
zu verschieben.
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Gemäß noch einem
Ausführungsbeispiel
der Erfindung gehört
zu einem System zur parallelen Bildgebung mittels Magnetresonanz-Tomographie (MRT)
wenigstens eine Empfängerspulenarrayanordnung,
die um einen interessierenden abzubildenden Bereich herum positioniert
ist, um damit Magnetresonanz-(MR)-Signale
zu akquirieren, wobei das Array mehrere Empfängerelemente aufweist, die
in Zeilen angeordnet sind, um ein Array zu bilden, und ein Bildprozessor,
der dazu dient von sämtlichen Empfängerelementen
eine Vielzahl der MR-Signale zu akquirieren, wobei der Bildprozessor
ferner konfiguriert ist, entsprechende Empfängerfrequenzen für jede Zeile
des Arrays um einen wählbaren
Betrag in eine ausgewählte
Frequenzcodierrichtung zu verschieben, um ein Sichtfeld (FoV) in
die Frequenzcodierrichtung zu verschieben.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Diese
und andere Ausstattungsmerkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden
Erfindung werden verständlicher
nach dem Lesen der nachfolgenden detaillierten Beschreibung in Verbindung
mit den beigefügten
Zeichnungen, in denen durchgängig übereinstimmende
Bezugszeichen übereinstimmende
Teile repräsentieren:
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1 zeigt ein Blockschaltbild
eines exemplarischen MR-Bildgebungssystems, das für den Einsatz
in den Ausführungsbeispielen
der vorliegenden Erfindung geeignet ist;
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2 zeigt eine ebene Ansicht
eines Ausführungsbeispiels
eines Arrays für
parallele Bildgebung, auf das Ausführungsbeispiele der vorliegenden
Erfindung anwendbar sind; und
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3 veranschaulicht ein Array
für parallele Bildgebung,
das um eine Person positioniert ist, um in ein MRT-System eingebracht
zu werden.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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1 zeigt ein Ausführungsbeispiel
eines Magnetresonanz-(MR)-Bildgebungssystems 100. Das MRT-System 100 enthält einen
Rechner 110, der über
ein Pulssteuermodul 120 Gradientenspulenleistungsverstärker 130 steuert.
Das Pulssteuermodul 120 und der Gradientenleistungsverstärker 130 wirken
zusammen, um die geeigneten Gradientenwellenformen Gx, Gy und Gz
für ein
Spin-Echo, eine vom Gradienten abgerufene Echopulssequenz, ein Fast-Spin-Echo
oder eine sonstige Art einer allgemein bekannten Pulssequenz hervorbringen.
Die Gradientenwellenformen liegen an Gradientenspulen 145 an,
die um die Bohrung einer MR-Magnetanordnung 140 so positioniert
sind, dass die Gradienten Gx, Gy und Gz parallel zu ihren entsprechenden
Achsen auf das polarisierende Magnetfeld B0 der
Magnetanordnung 140 wirken.
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Das
Pulssteuermodul 120 regelt ferner einen Hochfrequenz-(HF)-Synthesizer 178,
der Teil eines HF-Transceiversystems 170 ist, von dem Bereiche durch
einen in durchgezogener Linie gezeichneten Block eingegrenzt sind.
Das Pulssteuermodul 120 regelt ferner einen HF-Modulator 179,
der den Ausgang des Hochfrequenzgenerators 178 moduliert.
Die resultierenden, durch einen HF-Leistungsverstärker 180 verstärkten und
an eine HF-Sendespule 147 angelegten HF-Signale, dienen dazu, die Kernspins
des (nicht gezeigten) Objekts anzuregen, an dem eine Bildgebung
durchzuführen
ist.
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Als
Teil des Bilddatenakquisitionsvorgangs werden die MR-Signale, die
von den angeregten Kernen des abzubildenden Objekts stammen, von
einer HF-Empfangsspule 191 entgegengenommen und an einen
Vorverstärker 171 ausgegeben,
um verstärkt und
anschließend
durch einen Quadraturphasendetektor 173 verarbeitet zu
werden. Die erfassten Signale werden durch einen Hochgeschwindigkeits-A/D-Wandler 175 digitalisiert
und an einen Rechner 110 ausgegeben, der die Daten verarbeitet, um
MR-Bilder des Objekts zu erzeugen. Der Rechner 110 steuert
auch die Trimmspulennetzteile 141, um die Trimmspulenanordnung 143 mit
Strom zu versorgen. Die Art und Weise wie der Rechner 110 das
erfasste Signal verarbeitet, um ein Bild zu rekonstruieren, ist
weiter unten eingehender beschrieben.
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In
Ausführungsbeispielen
der vorliegenden Erfindung gehört
zu dem MRT-System 100 ferner ein HF-Empfängerarray 190,
das ein HF-Detektorarray ist, das aus mehrfachen Detektorelementen 191, 192, 193,
z.B. in Form von Schleifen oder elektrisch leitfähigen Streifen, aufgebaut ist
(beispielsweise jedoch auch mehr Elemente n enthalten könnte, wie
sie mit 201 bezeichnet sind), und auch als eine Gruppe mehrerer
Spulen oder elektrisch leitfähiger
Streifen konfiguriert sein kann. Als Detektorelemente können auch
sonstige leitende Materialien und Strukturen, beispielsweise Kupferstäbe, Rohre,
Leitungen oder andere ähnliche
Leiterstrukturen verwendet werden. Ein Ausführungsbeispiel eines HF-Empfängerarrays 190 wird
eingehender anhand von 2 und 3 beschrieben.
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In
einem weiteren Ausführungsbeispiel
gehört
zu einem Verfahren zur parallelen Bildgebung mittels eines Magnetresonanz-Tomographie-(MRT)-Systems
ein Schritt des Akquirie rens von Magnetresonanz-(MR)-Signalen von
einem parallelen Empfängerarray
mit für
entsprechende Empfängerelemente
des Empfängerarrays
veränderlichen Frequenzverschiebungen,
wobei das parallele Empfängerarray
eine relativ hohe Anzahl n von Empfängerelementen im Bereich von
etwa 8 bis etwa 32 aufweist. Das Verfahren beinhaltet ferner ein
Rekonstruieren der MR-Signale zu einem Bild.
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Nun
bezugnehmend auf 2,
ist eine ebene Ansicht eines Ausführungsbeispiels des HF-Empfängerarrays 190 gezeigt.
In diesem Ausführungsbeispiel
ist das HF-Empfängerarray 190 mit
4 Zeilen zu je 4 Spulen- oder Empfängerelementen 210 konstruiert,
die, wie in 2 gezeigt,
in den Richtungen Links/Rechts (LR) und Oben/Unten (SI) fluchtend
angeordnet sind. In diesem Ausführungsbeispiel
ist ein 4 × 4-Array
unterhalb des Objekts zu positionieren (posterior angeordnete Unteranordnung)
und eine weitere identisch Anordnung oberhalb desselben (anterior
angeordnete Unteranordnung, wobei lediglich eine davon gezeigt ist),
woraus sich eine Gesamtanzahl von 32 Elementen ergibt. Die 32 Spulen oder
Elemente ermöglichen
eine parallele Bildgebung mit 32 zur Verfügung stehenden Empfängerkanälen. In
dem hier verwendeten Sinne bedeutet ein Element eine Detektorspule
in dem HF-Empfängerarray 190 – d.h. jede
kleine Schleife 210 in 2. Wieder
bezugnehmend auf 1,
bezeichnet ein Kanal in dem hier verwendeten Sinne die gesamte Kette,
die ausgehend von dem Arrayelement (191, 192, 193,
...201) durch den Vorverstärker (171, 194, 195,
...202), phasensensitiven Detektor (173, 196, 197,
...203) und A/D-Konverter (175, 198, 199,
...204) verläuft.
Eine Verwendung von Mehrfachspulen für die Bildgebung ist besonders
von Vorteil, um Probleme mit Bewegungen, beispielsweise kardialer,
respiratorischer oder peristaltischer Natur, während einer Rumpftomographie
zu bewältigen.
Darüber
hinaus kann mehrfache Spulen verwendende Bildgebung eingesetzt werden,
um eine Therapie während
einer MRT zu leisten und zu überwachen.
In dem in 2 gezeigten
Ausführungsbeispiel,
ist ein für
eine Rumpftomographie geeignetes 32-Kanalarray für parallele Bildgebung veranschaulicht,
das 4 Zeilen á 4 Spulen
(von je 79 mm × 105
mm) aufweist, die auf identischen Muschelschalenspulenkörpern aufgebaut
sind (von denen in 2 einer
gezeigt ist). Die Spulen wurden in der Rechts/Links-Richtung 16
mm voneinander beabstandet und in der Oben/Unten-Richtung um 18
mm überlappt
angeordnet, um ein optimales Signal-zu-Rauschen-Verhältnis
(SNR) für
parallele Bildgebung zu erreichen. Für eine Rumpfbildgebung werden
die Muschelschalenspulenkörper
um den Rumpf einer Person positioniert, die auf einer Patientenliege
des MRT-Systems liegt. Gemäß 3 ist eine Person 200 gezeigt,
bei der das HF-Empfängerarray 190 um
den Rumpf positioniert ist (anterior angeordnete Unteranordnung 220, posterior
angeordnete Unteranordnung 230).
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Mittels
dieses Ausführungsbeispiels
des HF-Empfängerarrays 190 ist
es möglich,
eine parallele Bildgebung in Echtzeit mit einem großen Sichtfeld
(FoV) durchzuführen.
In einem Ausführungsbeispiel
gehören
zu einem Verfahren zur parallelen Bildgebung mittels eines Magnetresonanz-Tomographie-(MRT)-Systems
die Schritte: Akquirieren einer Vielzahl von Magnetresonanz-(MR)-Signalen
von einem Empfängerspulenarray,
das in dem MRT-System um ein Objekt angeord net ist, wobei das Empfängerspulenarray
mehrere in Zeilen angeordnete Empfängerelemente aufweist, und
während
der Anwendung eines Auslesegradienten in einer Frequenzcodierrichtung
Verschieben von Empfängerfrequenzen
um einen wählbaren
Betrag für
jede Zeile des Arrays, um ein Sichtfeld (FoV) in der Frequenzcodierrichtung
zu verschieben.
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Die
Bildakquisition verwendet eine Pulssequenz, die konfiguriert ist,
um ein Volumen abzubilden und ein Verkürzen der Bildakquisitionszeit
zu ermöglichen.
In dem hier verwendeten Sinne beziehen sich die Begriffe "angepasst", "konfiguriert" und dergleichen
auf mechanische oder strukturelle Verbindungen zwischen Elementen,
um diesen ein Zusammenwirken zu ermöglichen, so dass diese eine
beschriebene Wirkung vorsehen; diese Begriffe beziehen sich auch
auf geeignete Betriebseigenschaften elektronischer Elemente, wie
analoger oder digitaler Rechner oder anwendungsspezifischer Vorrichtungen
(beispielsweise eines anwendungsspezifischen integrierten Schaltkreises
(ASIC)), die programmiert sind, um eine Programmfolge durchzuführen, um
in Antwort auf vorgegebene Eingangssignale Ausgangssignale vorzusehen.
In einem Ausführungsbeispiel
wurde eine Bildgebung beispielsweise in Echtzeit mittels einer verschachtelten
echoplanaren Pulssequenz ausgeführt.
Zusätzlich
wurde ein Modus für einen
Rumpfüberblick
mit großem
FoV entwickelt, der eine wiederholte Single-Shot-Fast-Spin-Echo-(SSFSE)-Folge
verwendet, um in 0,5-1 Sekunden akquirierte Bilder mit einer Rate
von 1–2
pro Sekunde zu erzeugen. Um das FoV für koronare Bildgebung und andere
Anwendungen unter Beibehaltung der Bildauflösung und hoher Frameraten zu
erweitern, wurden der Auslesegra dient in der O/U-Richtung ausgerichtet
und Bilder mit beschränktem
FoV akquiriert. Während
einer Bildakquisition wurden auf jedes Paar von L/R-Zeilen von Spulen
unterschiedliche Verschiebungen des FoV angewandt (und zwar auf
die eine Zeile auf der anterior angeordneten Muschelschale und auf
die andere unmittelbar gegenüberliegend
auf der posterior angeordneten Muschelschale), so dass das FoV unmittelbar
unter jener Zeile von Spulen zentriert war. Mit einem Beschleunigungsfaktor
von gewöhnlich
2–3 wurde
paralleles Codieren in der L/R-Richtung angewandt. Die hierin vorgesehene
Pulssequenz eignete sich besonders gut für kardiale Bildgebung und für andere
interessierende Bereiche im Rumpfbereich. Es ist offensichtlich,
dass es einem Fachmann möglich
ist, aus vielfältigen
bekannten Pulssequenzen auszuwählen,
um das FoV zu erweitern und die Ausleseraten abhängig von dem abzubildenden
Bereich und der erforderlichen Framerate zu erreichen. Der Rechner 110 (1) ist für vielfältige Bildverarbeitungsalgorithmen
konfiguriert. Beispielsweise ist der Rechner 110 in der
Regel konfiguriert, um eine Aliasing in einer phasencodierenden
Richtung phasenzuentfalten, das auf ein beliebiges eingeschränktes Gesichtsfeld
in der Phasencodierrichtung zurückzuführen ist.
Ferner ist der Rechner 110 konfiguriert, um ein Bild zu
rekonstruieren, indem er für
jede Zeile des Arrays aus den akquirierten MR-Signalen Sub-Bilder erzeugt und die
Sub-Bilder kombiniert. In einem Ausführungsbeispiel wird der Schritt
des Kombinierens durchgeführt,
indem jedes Sub-Bild um einen Betrag verschoben wird, der mit der
FoV-Verschiebung übereinstimmt,
die während
einer Bildakquisition verwendet wurde, und aus der Summe des Quadrates von
Bildintensitäten
in überlappten
Bereichen der Bilder die Quadratwurzel gebildet wird.
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Zu
beachten ist der Fall koronarer Bildgebung, bei der die frequenzcodierende
Richtung Oben/Unten (S/I) und die phasencodierende Richtung Links/Rechts
(L/R) ist. In dieser Technik veranlassen die durch jede L/R-Zeile
von Spulen gesammelten Signale, dass deren Empfängerfrequenzen um einen geeigneten
Betrag verschoben werden, um das FoV in der Oben/Unten-Richtung
zu verschieben, so dass es unmittelbar unter (oder über) der
Zeile von Spulen zentriert ist. Bei den meisten kommerziell erhältlichen
Scannern ist ein unabhängiges
Variieren von Empfängerfrequenzen
für unterschiedliche Spulen
im Gegensatz zu einem gebräuchlichen
SignaTM mit 32 Kanälen von General Electric nicht
möglich.
In dem in 1 gezeigten
exemplarischen Ausführungsbeispiel
verkörpert
jeder phasensensitive Detektor (beispielsweise 173, 196, 197,
...204) eine unterschiedliche Frequenzquelle (beispielsweise
f1, f2, f3, etc.), um das von dem entsprechenden Vorverstärker (beispielsweise 171, 194, 195,
...203) stammende NMR-Signal zu demodulieren. Gemäß diesem
Ausführungsbeispiel
wurden Fast-Spin-Echo-Bilder des Rumpfes mit den Spulen nach 2 akquiriert, wobei, wie
oben beschrieben, veränderliche
Verschiebungen des FoV verwendet wurden. Bilder wurden aus einem
aus jeder L/R-Zeile des Arrays stammenden Verbund erzeugt. Durch Schrumpfen
des FoV in der frequenzcodierenden Richtung wurde die Akquisitionszeit
der Bildgebung bedeutend reduziert, ohne räumliche Auflösung einzubüßen zu müssen. Zu
beachten ist, dass wenn das FoV auch in der phasencodierenden Richtung
verkleinert wird, ein Aliasing in jener Rich tung hervorgerufen wird.
Dieses Aliasing wird mittels standardisierten parallelen MRT-Techniken,
z.B. SENSE und SMASH, entfaltet. Die zusammengesetzten Bilder wurden
aus jeder L/R-Zeile kombiniert, indem jedes zusammengesetzte Bild
um den passenden Betrag verschoben wurde, und die Quadratwurzel
der Summe der Quadrate in den überlappten
Bereichen der Bilder gebildet wurde, um ein endgültiges Bild zu erzeugen. Es
ist daher als Vorteil anzusehen, dass es möglich ist, mittels eines Parallelbildgebungsarrays gemäß Ausführungsbeispielen
der Erfindung Beschleunigungen sowohl in der phasencodierenden als
auch der frequenzcodierenden Richtung zu erreichen, ohne Auflösung oder
FoV einzubüßen. Eine Beschleunigung
einer dreidimensionalen Bildakquisition ist mittels der hier beschrieben
Techniken ebenfalls möglich,
wenn diese in Verbindung mit einer 3D-Bildgebungssequenz eingesetzt
werden. In diesem dreidimensionalen Ausführungsbeispiel kann die Anzahl
der Phasencodierschritte in beiden Phasencodierrichtungen reduziert
werden, um in diesen beiden Dimensionen eine Beschleunigung zu erzielen,
und es wird ein reduziertes FoV mit variablen Verschiebungen in
der frequenzcodierenden Richtung verwendet. In diesem Falle wird
für die
beiden Phasencodierdimensionen eine 2D-SENSE- oder SMASH-Rekonstruktionstechnik
verwendet, und die sich ergebenden Sub-Bilder in der frequenzcodierenden
Richtung verschoben und anschließend kombiniert.
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Geschaffen
sind ein Verfahren und System zur parallelen Bildgebung mittels
eines Magnetresonanz-Tomographie-(MRT)-Systems (100). Das Verfahren
umfasst die Schritte: Akquirieren einer Vielzahl von Magnetresonanz-(MR)-Signalen
von ei nem Empfängerspulenarray
(190), das in dem MRT-System um ein Objekt angeordnet ist,
wobei das Empfängerspulenarray
mehrere in Zeilen angeordnete Empfängerelemente (191, 192, 193, 201)
aufweist, und Verschieben von Empfängerfrequenzen um einen wählbaren
Betrag für
jede Zeile des Arrays während
der Anwendung eines Auslesegradienten in einer Frequenzcodierrichtung,
um ein beschränktes Sichtfeld
(FoV) in die Frequenzcodierrichtung zu verschieben.
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Während hier
lediglich spezielle Merkmale der Erfindung veranschaulicht und beschrieben
wurden, erschließen
sich dem Fachmann viele Abwandlungen und Veränderungen. Es sollte daher
klar sein, dass die beigefügten
Patentansprüche
sämtliche
in den wahren Schutzbereich der Erfindung fallenden Abwandlungen
und Veränderungen
abdecken sollen.