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    Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnetresonanztomographie - MRT), wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren zur verbesserten PPA-Bildgebung mit radialer Datenakquisition in der Magnetresonanztomographie, DOLLAR A aufweisend die folgenden Schritte: DOLLAR A - Schritt 1: Unterabtasten des k-Raums durch Messen einer Anzahl von Projektionen phi mit einem Spulenarray von M Komponentenspulen DOLLAR A - Schritt 2: Bestimmen eines Verschiebungsoperators C(+-nDELTAk) für eine Projektion phi¶i¶ auf Basis gemessener Magnetisierungen entlang einer mit phi¶i¶ einen Winkel alpha¶0¶ einschließenden Projektion phi¶i¶ +- alpha¶0¶ mit n = 1, 2, ..., M - 1 DOLLAR A - Schritt 3: Anwenden des Verschiebungsoperators C(+-nDELTAk) auf einzelne Punkte der Projektion phi¶i¶ zum Erhalten berechneter Projektionspunkte DOLLAR A - Schritt 4: Wiederholen der Schritte 2 und 3 für alle Projektionen phi DOLLAR A - Schritt 5: Rekonstruktion eines Bildes im Ortsraum auf Basis der auf diese Weise rein rechnerisch vervollständigten Projektionen.The present invention relates generally to magnetic resonance imaging (synonym: magnetic resonance imaging - MRI), as it finds application in medicine for the examination of patients. More particularly, the present invention relates to a method for enhanced radial data acquisition PPA imaging in magnetic resonance imaging, comprising the following steps: DOLLAR A - Step 1: subsampling the k-space by measuring a number of projections phi with a coil array of M component coils DOLLAR A - Step 2: Determine a displacement operator C (+ - nDELTAk) for a projection phi¶i¶ on the basis of measured magnetizations along a projection phi¶i¶ with phi¶i¶ an angle alpha¶0¶ alpha¶0¶ where n = 1, 2, ..., M - 1 DOLLAR A - Step 3: Apply the shift operator C (+ - nDELTAk) to individual points of the projection phi¶i¶ to obtain calculated projection points DOLLAR A - Step 4: Repeat steps 2 and 3 for all projections phi DOLLAR A - Step 5: Reconstruction of an image in space based on the purely computationally completed project tions.
    公开号:DE102004021772A1
    申请号:DE200410021772
    申请日:2004-04-30
    公开日:2006-01-26
    发明作者:Stephan Kannengiesser；Thomas Dr. Mertelmeier；Arnulf Dr. Oppelt
    申请人:Siemens AG；
    IPC主号:A61B6-00
    专利说明:
    [0001] Dievorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie(Synonym: Magnetresonanztomographie – MRT) wie sie in der Medizinzur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sichdie vorliegende Erfindung insbesondere auf ein Verfahren sowie einKernspintomographiegerät zumDurchführeneines solchen, bei dem eine verbesserte „teilweise parallele Akquisition" (engl.: PartiallyParallel Acquisition – PPA)für Projektionsrekonstruktionend.h. mit radialer Datenakquisition verwendet wird.TheThe present invention relates generally to magnetic resonance imaging(Synonym: Magnetic Resonance Imaging - MRI) as used in medicinefor examining patients. This refersthe present invention in particular to a method and aMagnetic resonance imaging apparatus forCarry outone in which an improved "partially parallel acquisition" (English: PartiallyParallel Acquisition - PPA)for projection reconstructionsi.e. is used with radial data acquisition.
    [0002] DieMRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanzund wird als bildgebendes Verfahren seit über 20 Jahren in der Medizinund in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethodewird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt.Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welchevorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzfelder können nundiese „geordneten" Kernspins zu einerbestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRTdas eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulenaufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugtdurch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungenräumlichkodiert werden. Das Verfahren erlaubt eine freie Wahl des abzubildendenVolumens, wodurch Schnittbilder des menschlichen Körpers inalle Richtungen aufgenommen werden können. Die MRT als Schnittbildverfahrenin der medizinischen Diagnostik, zeichnet sich in erster Linie als „nicht-invasive" Untersuchungsmethodedurch ein vielseitiges Kontrastvermögen aus. Aufgrund der hervorragendenDarstellbarkeit des Weichgewebes hat sich die MRT zu einem der Röntgencomputertomographie(CT) vielfach überlegenenVerfahren entwickelt. Die MRT basiert heute auf der Anwendung vonSpinecho- und Gradientenecho-Sequenzen, die bei Messzeiten in derGrößenordnungvon Minuten eine exzellente Bildqualität ermöglichen.TheMRI is based on the physical phenomenon of nuclear magnetic resonanceand has been used as an imaging procedure for over 20 years in medicineand used successfully in biophysics. In this examination methodthe object is exposed to a strong, constant magnetic field.This aligns the nuclear spins of the atoms in the object, whichpreviously randomly oriented, out. High frequency fields can nowthese "ordered" nuclear spins to onestimulate specific vibration. This vibration is generated in the MRIthe actual measurement signal, which by means of suitable receiver coilsis recorded. By using inhomogeneous magnetic fields, generatedby gradient coils, the measured object can be in all three spatial directionsspatialbe encoded. The method allows a free choice of the imagedVolume, thereby creating sectional images of the human bodyall directions can be recorded. The MRI as a sectional image methodin medical diagnostics, stands out primarily as a "non-invasive" examination methodthrough a versatile contrast ability. Because of the excellentRepresentability of soft tissue, MRI has become one of the X-ray computed tomography(CT) many times superiorDeveloped process. MRI today is based on the application ofSpin echo and gradient echo sequences, which at measurement times in theMagnitudeminutes of excellent picture quality.
    [0003] Dieständigetechnische Weiterentwicklung der Komponenten von MRT-Geräten unddie Einführung schnellerBildgebungssequenzen eröffneteder MRT immer mehr Einsatzgebiete in der Medizin. Echtzeitbildgebungzur Unterstützungder minimal-invasiven Chirurgie, funktionelle Bildgebung in derNeurologie und Perfussionsmessung in der Kardiologie sind nur einigewenige Beispiele. Trotz der technischen Fortschritte beim Bau vonMRT-Gerätenbleibt die Aufnahmezeit eines MRT-Bildes der limitierende Faktorfür vieleAnwendungen der MRT in der medizinischen Diagnostik. Einer weiterenSteigerung der Leistung von MRT-Geräten bezüglich der Aufnahmezeit istaus technischer Sicht (Machbarkeit) und aus Gründen des Patientenschutzes (Stimulationund Gewebeerwärmung)eine Grenze gesetzt. In den letzten Jahren wurden deshalb vielfältige Bemühungen unternommen,die Bildmesszeit durch neuartige Ansätze weiter zu verringern.Thepermanenttechnical development of the components of MRI devices andthe introduction fasterImaging sequences openedMRI more and more applications in medicine. Real-time imagingfor supportof minimally invasive surgery, functional imaging in theNeurology and perfusion measurement in cardiology are just a fewfew examples. Despite the technical progress in the construction ofMRI equipmentthe recording time of an MRI image remains the limiting factorfor manyApplications of MRI in medical diagnostics. AnotherIncrease the performance of MRI equipment in terms of recording timefrom a technical point of view (feasibility) and for reasons of patient protection (stimulationand tissue heating)set a limit. In recent years, therefore, many efforts have been madeto reduce the image measurement time by novel approaches on.
    [0004] EinAnsatz, die Akquisitionszeit zu verkürzen besteht darin, die Anzahlder Messschritte zu verringern. Um ein vollständiges Bild aus solch einemDatensatz zu erhalten, müssenindessen entweder die fehlenden Daten mit geeigneten Algorithmenrekonstruiert werden oder es muss das fehlerhafte Bild aus den reduzierten Datenkorrigiert werden.OneApproach to shorten the acquisition time is the numberto reduce the measuring steps. To get a complete picture from such aRecord must receivemeanwhile either the missing data with suitable algorithmsbe reconstructed or it must be the faulty image from the reduced dataGetting corrected.
    [0005] DieAufnahme der Daten in der MRT geschieht im sogenannten k-Raum (Synonym: Frequenzraum). DasMRT-Bild im sogenannten Bildraum ist mittels Fourier-Transformationmit den MRT-Daten im k-Raum verknüpft. Die Ortskodierung desObjektes, welche den k-Raum aufspannt, kann auf verschiedene Weiseerfolgen, am gebräuchlichstenjedoch ist eine kartesische oder eine projektionsweise Abtastung.Die Kodierung erfolgt mittels Gradienten in allen drei Raumrichtungen.Bei kartesischer Abtastung unterscheidet man dabei die Schichtselektion(legt eine Aufnahmeschicht im Objekt fest, z.B. die Z-Achse), dieFrequenzkodierung (legt eine Richtung in der Schicht fest, z.B.die x-Achse) und die Phasenkodierung (bestimmt die zweite Dimension innerhalbder Schicht, z.B. die y-Achse).TheRecording of the data in the MRT happens in so-called k-space (synonym: frequency space). TheMRI image in so-called image space is by means of Fourier transformationlinked to the MRI data in k-space. The location encoding of theObject that spans k-space can be done in different waystake place, the most commonhowever, it is a Cartesian or a projection scan.The coding takes place by means of gradients in all three spatial directions.Cartesian scanning distinguishes the slice selection(defines a recording layer in the object, such as the Z-axis), whichFrequency coding (sets a direction in the layer, e.g.the x-axis) and the phase encoding (determines the second dimension withinthe layer, e.g. the y-axis).
    [0006] Ineinem Akquisitionsverfahren fürProjektionsrekonstruktionen wird ein Gradient verwendet, der nicht sukzessiverhöhtund dadurch im kartesischen Format Zeile für Zeile abtastet, sondern umdie Probe gedreht wird. Man erhältso bei jedem Messschritt eine Projektion aus einer bestimmten Richtungdurch die gesamte Probe hindurch und somit einen typischen Datensatzfür dieProjektionsrekonstruktion im k-Raum, wie er in 3 dargestelltist. Die Gesamtheit der Punkte entsprechend den aufgenommenen Datenim k-Raum wird im Folgenden als Projektionsdatensatz bezeichnet.In an acquisition method for projection reconstructions, a gradient is used which does not successively increase and thereby scans line by line in the Cartesian format, but is rotated around the sample. For each measurement step, one obtains a projection from a certain direction through the entire sample and thus a typical data set for the projection reconstruction in k-space, as described in US Pat 3 is shown. The totality of the points corresponding to the recorded data in k-space is referred to below as the projection data set.
    [0007] ImGegensatz zur kartesischen Abtastung ist eine radiale (oder auchspiralige) Abtastung des Frequenzraums besonders bei der Abbildungbewegter Objekte wie des schlagenden Herzens vorteilhaft, weil sichBewegungsartefakte bei der Bildrekonstruktion über das ganze Bildfeld verschmierenund somit unauffälligsind. Bei kartesischer Abtastung des Frequenzraums hingegen tretenim rekonstruierten Bild meist störende Geisterbilderauf, die sich als periodisch in Phasenkodier-Richtung wiederholte Bildstrukturen äußern. Nachteiligbei der radialen Abtastung des Frequenzraums ist jedoch die längere Messzeit,die im Vergleich zur kartesischen Abtastung für nominell gleiche Ortsauflösung erforderlichist. Bei kartesischer Abtastung bestimmt die Zahl der PhasenkodierschritteNy die Messzeit, bei radialer Abtastungdie Zahl der Winkelschritte Nφ. Bei gleicher Ortsauflösung ist
    [0008] Diemeisten Verfahren zur Verkürzungder Bildmesszeit bei kartesischer Abtastung basieren auf einer Verringerungder Anzahl an zeitaufwendigen Phasenkodierschritten Ny undder Verwendung mehrerer Signalaufnahmespulen, was als sogenannte „teilweiseparallele Akquisition",und im weiteren Verlauf mit PPA (Engl.: Partially Parallel Acquisition)bezeichnet wird. Dieses Prinzip kann auf Daten-Akquisitionsverfahrenmit radialer Abtastung übertragenwerden indem die Anzahl an zeitaufwendigen Winkelschritten Nφ verringertwird.Most methods for shortening the image sensing time in Cartesian scanning are based on a reduction in the number of time-consuming phase encoding steps N y and the use of multiple signal-receiving coils, what is referred to as "partial parallel acquisition", and subsequently with PPA (English: Partially Parallel Acquisition). This principle can be applied to radial scan data acquisition methods by reducing the number of time-consuming angular steps N φ .
    [0009] DerGrundgedanke bei der PPA-Bildgebung ist, dass die k-Raum-Daten nicht von einerEinzelspule, sondern von beispielsweise in Form eines Spulenarrayslinear, ringförmigoder matrixartig um das Objekt angeordneten Komponentenspulen aufgenommenwerden. Infolge ihrer Geometrie liefert jede der räumlich unabhängigen Komponentendes Spulenarrays gewisse räumlicheInformationen, welche genutzt werden, um durch eine Kombinationder simultan akquirierten Spulendaten eine vollständige Ortskodierungzu erreichen. Das bedeutet, dass bei radialer k-Raumabtastung auseiner einzigen aufgenommenen k-Raum-Projektion mehrere „ausgelassene" Projektionen imk-Raum bestimmt werden können.Of theThe basic idea in PPA imaging is that the k-space data is not of oneSingle coil, but of example in the form of a coil arraylinear, ring-shapedor component-like coils arranged in a matrix around the objectbecome. As a result of their geometry, each of the spatially independent components deliversthe coil array certain spatialInformation which can be used by a combinationthe simultaneously acquired coil data complete location codingto reach. This means that with radial k-space sampling offa single recorded k-space projection multiple "skipped" projections in thek-space can be determined.
    [0010] PPA-Verfahrenverwenden also räumlicheInformationen, die in den Komponenten einer Spulenanordnung enthaltensind, um partiell die zeitaufwendige Weiterschaltung des rotierendenGradienten zu ersetzen. Dadurch wird die Bildmesszeit entsprechenddem Verhältnisvon Anzahl der Projektionen des reduzierten Projektionsdatensatzeszur Anzahl der Zeilen des konventionellen (also vollständigen)Datensatz reduziert. In einer typischen PPA-Akquisition wird imVergleich zu der herkömmlichenAkquisition nur ein Bruchteil (1/2, 1/3, 1/4, etc.) der Projektionenakquiriert. Es wird dann eine spezielle Rekonstruktion auf die Projektionsdatenangewandt, um die fehlenden Projektionen zu rekonstruieren und damitdas volle Field of View (FOV)-Bild in einem Bruchteil der Zeit zuerhalten. Das FOV wird gemäß dem Faktor2π/k durchdie Größe des betrachteten k-Raumsfestgelegt.PPA methodsuse spatialInformation contained in the components of a coil assemblyare to partially the time-consuming handoff of the rotatingTo replace gradients. This will adjust the image measurement time accordinglythe relationshipof number of projections of the reduced projection data setto the number of lines of the conventional (ie complete)Record reduced. In a typical PPA acquisition, inCompared to the conventional oneAcquisition only a fraction (1/2, 1/3, 1/4, etc.) of the projectionsacquired. It then becomes a special reconstruction on the projection dataapplied to reconstruct the missing projections and thusthe full Field of View (FOV) image in a fraction of the timereceive. The FOV will be according to the factor2π / k throughthe size of the considered k-spaceestablished.
    [0011] EinVerfahren, parallele Daten-Akquisition bei radialer Abtastung desFrequenzraums zu nutzen, ist beispielsweise in US6710686B2 angegeben, indemfür jedeSpule Teilbilder aus reduzierter Projektions-Anzahl rekonstruiertwerden, die ortsgetreu überlagertwerden.One method of utilizing parallel data acquisition in radial sampling of the frequency space is, for example, in US Pat US6710686B2 is specified by reconstructing subframes of reduced number of projections for each coil, which are locally superimposed.
    [0012] DerVorschlag geht vom Fourier-Shift-Theorem aus, das einer Verschiebungeines Punktes mit den Polarkoordinaten k, φ im Frequenzraum um den Vektor Δk → eine Multiplikationder Kernmagnetisierung im Ortsraum mit der Harmonischen eiΘ zuweist,wobei die Phase durch Θ = Δk →r → gegebenist. Im Falle der Magnetresonanztomographie bedeutet k die Zeitsummedes beim Auslesen des Kernresonanz-Signals an das Untersuchungsobjektangelegten magnetischen Feldgradienten. Weitere im Folgenden verwendetenKoordinaten, Größen undAbkürzungenwerden anhand von 2 illustriert: x, y: kartesische Ortskoordinaten r, α: polare Ortskoordinate
    [0013] EtabliertePPA-Verfahren fürkartesische Daten-Akquisition wie SMASH oder GRAPPA machen von demFourier-Shift-Theorem bereits Gebrauch, indem durch Kombinationder Einzelspulen-Signaledem Kernresonanzsignal entlang der Phasenkodierrichtung eine zusätzlichePhase Δky y aufgeprägt wird. Hierdurch entstehenim Frequenzraum neue ky-Zeilen, die nichtmehr explizit gemessen zu werden brauchen, wodurch sich die Messzeitreduziert.Established PPA methods for Cartesian data acquisition as SMASH or GRAPPA make use of the Fourier-shift theorem already used by the nuclear magnetic resonance signal is impressed along the phase encoding an additional phase .DELTA.k y y by combining the single-coil signals. This creates new k y lines in the frequency domain that no longer need to be explicitly measured, which reduces the measurement time.
    [0014] Beiradialer Abtastung des Frequenzraums muss dieser mit Radien derLänge
    [0015] Für die Einzelspulem (1 < m ≤ M) ist dasSpulensignal in Polarkoordinaten gegeben durch
    [0016] DieGesamtmagnetisierung an der Stelle k, φ im Frequenzraum ergibt sichals Überlagerungder Einzelspulenwerte.TheTotal magnetization at the point k, φ in the frequency space resultsas an overlayof the single coil values.
    [0017] Werdennun aus den Sensitivitätsprofilender Spulen gewichtete Summenprofile erzeugt dergestalt, dass Harmonische
    [0018] Dieneu berechneten Punkte entstehen dabei durch Verschiebung jeweilseines gemessenen Punktes im Frequenzraum (2).The newly calculated points are created by shifting one measured point in the frequency domain ( 2 ).
    [0019] DerNachteil dieses Verfahrens ist, dass – um diese Koeffizienten Cangeben zu können – die genaue Kenntnisder Spulenprofile Sm erforderlich ist. Diesewerden bisher explizit mit zusätzlichenMessschritten gewonnen und zwar in der Regel durch eine vor dereigentlichen Bildgebung stattfindenden oder durch eine in die eigentlicheMesssequenz integrierte Eichmessung was einen deutlichen zusätzlichenMessaufwand erfordert.The disadvantage of this method is that - in order to specify these coefficients C - the exact knowledge of the coil profiles S m is required. These are so far explicitly obtained with additional measuring steps and that usually by taking place before the actual imaging or by a built-in the actual measurement sequence calibration measurement which requires a significant additional measurement effort.
    [0020] Aufgabeder vorliegenden Erfindung ist es daher ein Verfahren bereitzustellenbei dem auf zusätzliche Eichmessungenzur genauen Erfassung der Spulensensitivitäten verzichtet werden kannum die Gesamtmesszeit eines parallelen Akquisitionsverfahrens für Projektionsrekonstruktionenzu verkürzen.taskIt is therefore an object of the present invention to provide a methodin the case of additional calibration measurementscan be omitted for accurate detection of coil sensitivitiesthe total measurement time of a parallel acquisition procedure for projection reconstructionsTo shorten.
    [0021] DieseAufgabe wird gemäß der Erfindungdurch die Merkmale der unabhängigenAnsprüchegelöst. DieabhängigenAnsprüchebilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafterWeise weiter.TheseTask is according to the inventionby the characteristics of the independentclaimssolved. Thedependentclaimsform the central idea of the invention in a particularly advantageousContinue.
    [0022] Erfindungsgemäß wird alsoein Verfahren beansprucht zur verbesserten PPA-Bildgebung mit radialer Datenakquisitionin der Magnet-Resonanz-Tomographie, aufweisend die folgenden Schritte: – Schritt 1:Unterabtasten des k-Raums durch Messen einer Anzahl von Projektionen φ mit einemSpulenarray von M Komponentenspulen – Schritt 2:Bestimmen eines Verschiebungsoperators C(±nΔk) für eine Projektion φi auf Basis gemessener Magnetisierungen entlangeiner mit φi einen Winkel α0 einschließende Projektion φi ± α0 mitn = 1, 2,..., M – 1 – Schritt 3:Anwenden des Verschiebungsoperators C(±nΔk) auf einzelne Punkte der Projektion φi zum Erhalten berechneter Projektionspunkte – Schritt 4:Wiederholen der Schritte 2 und 3 für alle Projektionen φ – Schritt 5:Rekonstruktion eines Bildes im Ortsraum auf Basis der auf dieseWeise rein rechnerisch vervollständigtenProjektionen. Thus, according to the invention, a method is claimed for improved PPA imaging with radial data acquisition in magnetic resonance tomography, comprising the following steps: - Step 1 : Subsampling the k-space by measuring a number of projections φ with a coil array of M component coils - Step 2 Determining a displacement operator C (± nΔk) for a projection φ i on the basis of measured magnetizations along a projection φ i ± α 0 with n = 1, 2,..., M-1 enclosing an angle α 0 with φ i - Step 3 Applying the shift operator C (± nΔk) to individual points of the projection φ i to obtain calculated projection points - Step 4 : Repeating the steps 2 and 3 for all projections φ - Step 5 Reconstruction of an image in spatial space on the basis of the purely computationally completed projections.
    [0023] Dabeistellt α0 vorzugsweise einen Wert von 90° dar.In this case, α 0 is preferably a value of 90 °.
    [0024] Erfindungsgemäß werdendie Verschiebungsoperatoren C(±nΔk) durchLösen überbestimmterGleichungssysteme aus G →, F → und C bzw. ΔF →, F → und C mit der Pseudoinversen F' →(F →F' →)–1 ermittelt,wobei G → jeweils den Vektor verschobener kombinierter gemessener Spulensignale, F → jeweilsden Vektor gemessener Spulensignale und ΔF → einen Vektor verschobener gemessenerSpulensignale darstellt.According to the invention, the displacement operators C (± nΔk) are determined by solving over specific equation systems from G →, F → and C or ΔF →, F → and C with the pseudoinverse F '→ (F → F' →) -1 , where G → in each case the vector of shifted combined measured coil signals, F → in each case the vector of measured coil signals and ΔF → represents a vector of shifted measured coil signals.
    [0025] Vorteilhafterweisewerden zur genaueren Bestimmung von C(±nΔk) Werte der zu φi ± α0 jeweilsbenachbarten Projektionen φi±a ± α0 mitberücksichtigt,wobei je nach Genauigkeit a = 1, 2,... gilt.Advantageously, for the more accurate determination of C (± nΔk) values of the respective projections φ i ± a ± α 0 adjacent to φ i ± α 0 are taken into account, with a = 1, 2, ..., depending on the accuracy.
    [0026] ImRahmen der Erfindung wird ein vollständiger Rohdatensatz im k-Raumalso dadurch erhalten, dass auf Basis der ermittelten VerschiebungsoperatorenC(±nΔk) und dengemessenen Projektionen in unterschiedliche Richtungen um ±nΔk verschobeneProjektionen berechnet werden.in theThe invention provides a complete raw data set in k-spacethus obtained by the fact that based on the determined displacement operatorsC (± nΔk) and themeasured projections shifted in different directions by ± nΔkProjections are calculated.
    [0027] Dabeiwerden in einer ersten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrensdie gesamten berechneten verschobenen Projektionen für die Rekonstruktiondes Bildes genutzt.therebe in a first embodiment of the method according to the inventionthe total calculated shifted projections for the reconstructionused the picture.
    [0028] Hingegenwerden in einer zweiten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrensnur die Teile der berechneten verschobenen Projektionen für die Rekonstruktiondes Bildes genutzt die auf Radiallinien im k-Raum liegen.On the other handbe in a second embodiment of the method according to the inventiononly the parts of the calculated displaced projections for the reconstructionused the image lying on radial lines in k-space.
    [0029] Dabeiist es bei linearer Anordnung der Spulenarrays von Vorteil die Winkelabtastdichtein Längsrichtungdes Spulenarrays größer alsin orthogonaler Richtung zu wählen.thereIn the case of a linear arrangement of the coil arrays, it is advantageous for the angular scanning densitylongitudinalof the coil array greater thanto choose in orthogonal direction.
    [0030] Fernerwird ein Kernspintomographiegerätbeansprucht, welches zur Durchführungeines Verfahrens gemäß der vorhergehendenAnsprüchegeeignet ist.Furtherbecomes an MRI devicewhich is to be carried outa method according to the precedingclaimssuitable is.
    [0031] Weiterhinwird ein Computersoftwareprodukt beansprucht welches ein Verfahrennach einem der Ansprüche1 bis 8 implementiert, wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät nach Anspruch9 verbundenen Recheneinrichtung läuft.Farthera computer software product is claimed which is a methodaccording to one of the claims1 to 8 when implemented on an MRI device according to claim9 connected computing device is running.
    [0032] WeitereVorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindungwerden im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmendauf die begleitenden Abbildungen näher erläutert.FurtherAdvantages, features and characteristics of the present inventionwill be referred to below with reference to exemplary embodimentsto the accompanying figures explained.
    [0033] 1 zeigtein Kernspintomographiegerätgemäß der vorliegendenErfindung, 1 shows a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention,
    [0034] 2 illustriertdie in der vorliegenden Beschreibung verwendete Terminologie derjeweiligen Größen im Koordinatensystemsdes Ortraums, 2 illustrates the terminology of the respective sizes used in the present description in the coordinate system of the location space,
    [0035] 3 zeigteine Punkt-Verschiebung im Frequenzraum, 3 shows a point shift in frequency space,
    [0036] 4 zeigtdie Bestimmung zweier zusätzlicherRadial-Trajektorienauf der Basis von Meßpunkten zweieraufeinander senkrecht stehenden Trajektorien, 4 shows the determination of two additional radial trajectories on the basis of measuring points of two mutually perpendicular trajectories,
    [0037] 5 zeigtdie Bestimmung zweier zusätzlicherRadial-Trajektorienauf der Basis von Meßpunkten dreierbenachbarter Trajektorien, 5 shows the determination of two additional radial trajectories on the basis of measuring points of three adjacent trajectories,
    [0038] 6 zeigtein Übersichtsbilddes erfinderischen Rekonstruktionsverfahrens anhand einer PPA-Messungmit zwölfakquirierten Radial-Trajektorien, und 6 shows an overview image of the inventive reconstruction method based on a PPA measurement with twelve acquired radial trajectories, and
    [0039] 7 zeigteine möglichematrixartige Anordnung von M = 9 Komponentenspulen. 7 shows a possible matrix-like arrangement of M = 9 component coils.
    [0040] 1 zeigteine schematische Darstellung eines Magnet-Resonanz-Bildgebungs- bzw. Kernspintomographiegerätes zurErzeugung eines Kernspinbildes eines Objektes gemäß der vorliegendenErfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbaueines herkömmlichenTomographiegerätes.Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes starkesMagnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereicheines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichenKörpers.Die fürdie Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldesist in einem kugelförmigenMessvolumen MV definiert, in das die zu untersuchenden Teile desmenschlichen Körperseingebracht werden. Zur Unterstützungder Homogenitätsanforderungenund insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werdenan geeigneter Stelle sogenannte Shim-Bleche aus ferromagnetischemMaterial angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shim-Spulen 2 eliminiert,die durch eine Shim-Stromversorgung 15 angesteuert werden. 1 shows a schematic representation of a magnetic resonance imaging or magnetic resonance imaging apparatus for generating a magnetic resonance image of an object according to the present invention. The structure of the magnetic resonance imaging apparatus corresponds to the structure of a conventional tomography device. A basic field magnet 1 generates a temporally constant strong magnetic field for the polarization or orientation of the nuclear spins in the examination region of an object, such as a part of a human body to be examined. The high homogeneity of the basic magnetic field required for nuclear magnetic resonance measurement is defined in a spherical measurement volume MV into which the parts of the human body to be examined are introduced. To support the homogeneity requirements and in particular to eliminate temporally invariable influences so-called shim plates made of ferromagnetic material are attached at a suitable location. Time-varying influences are caused by shim coils 2 eliminated by a shim power supply 15 be controlled.
    [0041] Inden Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt,das aus drei Teilwicklungen be steht. Jede Teilwicklung wird voneinem Verstärkermit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweiligeRichtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die ersteTeilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabeieinen Gradienten Gx in x-Richtung, die zweiteTeilwicklung einen Gradienten Gy iny-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten GZ in z-Richtung. Jeder Verstärker umfasst einenDigital-Analog-Wandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zumzeitrichtigen Erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.In the basic field magnets 1 is a cylindrical gradient coil system 3 used, which consists of three partial windings be. Each sub-winding is powered by an amplifier for generating a linear gradient field in the respective direction of the Cartesian coordinate system. The first partial winding of the gradient field system 3 generates a gradient G x in the x-direction, the second partial winding a gradient G y in the y direction and the third partial winding a gradient G Z in the z direction. Each amplifier includes a digital-to-analog converter by a sequence controller 18 for the timely generation of gradient pulses is controlled.
    [0042] Innerhalbdes Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4,die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker abgegebenen Hochfrequenzpulsein ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtungder Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchendenBereiches des Objektes umsetzt. Die Hochfrequenzantenne 4 bestehtaus einer oder mehreren HF-Sendespulen und mehreren HF-Empfangsspulenin Form einer ringförmigenvorzugsweise linearen oder matrixförmigen Anordnung von Komponentenspulen.Von den HF-Empfangsspulen der Hochfrequenzantenne 4 wird auchdas von den präzedierendenKernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einerPulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einemoder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale,in eine Spannung umgesetzt, die übereinen Verstärker 7 einemHochfrequenz-Empfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird.Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9,in dem die Hochfrequenzpulse fürdie Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabeiwerden die jeweiligen Hochfrequenzpulse aufgrund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenenPulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folgekomplexer Zahlen dargestellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- undals Imaginäranteil über jeweilseinen Eingang 12 einem Digital-Analog-Wandler im Hochfrequenzsystem 22 undvon diesem einem Sendekanal 9 zugeführt. Im Sendekanal 9 werdendie Pulssequenzen einem Hochfrequenz-Trägersignal auf moduliert, dessenBasisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumenentspricht.Within the gradient field system 3 there is a high frequency antenna 4 which converts the radio-frequency pulses emitted by a high-frequency power amplifier into an alternating magnetic field for exciting the cores and aligning the nuclear spins of the object to be examined or the area of the object to be examined. The high-frequency antenna 4 consists of one or more RF transmitting coils and a plurality of RF receiving coils in the form of an annular preferably linear or matrix-shaped arrangement of component coils. From the RF receiver coils of the radio frequency antenna 4 Also, the alternating field emanating from the precessing nuclear spins, ie, as a rule, that of a pulse sequence of one or more radio-frequency pulses and one or more gradient pulses called nuclear spin echo signals, converted into a voltage via an amplifier 7 a radio frequency reception channel 8th a high frequency system 22 is supplied. The high frequency system 22 further includes a transmission channel 9 in which the radio-frequency pulses are generated for the excitation of the nuclear magnetic resonance. The respective high-frequency pulses are due to a system calculator 20 predetermined pulse sequence in the sequence control 18 represented digitally as a result of complex numbers. This sequence of numbers is given as a real and an imaginary part via one input each 12 a digital-to-analog converter in the high-frequency system 22 and from this a broadcasting channel 9 fed. In the broadcast channel 9 the pulse sequences are modulated on a high frequency carrier signal whose base frequency corresponds to the resonant frequency of the nuclear spins in the measurement volume.
    [0043] DieUmschaltung von Sende- auf Empfangsbetrieb erfolgt über eineSende-Empfangsweiche 6. Die HF-Sendespule der Hochfrequenzantenne 4 strahltdie Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das MessvolumenMV ein und tastet resultierende Echosignale über die HF-Empfangsspulen ab.Die entsprechend gewonnenen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 desHochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einenjeweiligen Analog-Digital-Wandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignalsumgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestaltgewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung derMessdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über denAnlagenrechner 20. Aufgrund einer Vorgabe mit Steuerprogrammenkontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung derjeweils gewünschtenPulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesonderesteuert die Sequenzsteuerung 18 dabei das zeitrichtigeSchalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mitdefinierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale.Die Zeitbasis fürdas Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wirdvon einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahlentsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildessowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über einTerminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrereBildschirme umfasst.The switchover from transmit to receive mode takes place via a transmit-receive switch 6 , The RF transmit coil of the radio frequency antenna 4 radiates the high-frequency pulses for exciting the nuclear spins in the measurement volume MV and samples resulting echo signals via the RF receiver coils. The correspondingly obtained nuclear magnetic resonance signals are in the receiving channel 8th of the high frequency system 22 demodulated phase-sensitive and implemented via a respective analog-to-digital converter in real part and imaginary part of the measurement signal. Through an image calculator 17 a picture is reconstructed from the measured data obtained in this way. The management of the measured data, the image data and the control programs takes place via the system computer 20 , Due to a preset with control programs, the sequence control controls 18 the generation of the respectively desired pulse sequences and the corresponding scanning of the k-space. In particular, the sequence control controls 18 the time-correct switching of the gradients, the emission of the radio-frequency pulses with a defined phase and amplitude as well as the reception of the nuclear magnetic resonance signals. The time base for the high frequency system 22 and the sequence control 18 is from a synthesizer 19 made available. The selection of appropriate control programs for generating a magnetic resonance image as well as the representation of the generated magnetic resonance image takes place via a terminal 21 , which includes a keyboard and one or more screens.
    [0044] Dievorliegende Erfindung besteht nun in einem PPA-Verfahren mit radialerAbtastung bei dem eine artefaktfreie Bildrekonstruktion möglich istohne explizite Messung der Spulenprofile. Das Verfahren besteht imWesentlichen darin zusätzlicheProjektionen (radiale Trajektorien) ohne Eichmessungen zu erzeugenwodurch die Messzeit deutlich verkürzt werden kann. Die Bildakquisitionwird also dadurch beschleunigt, dass Re ferenzmessungen zur Ermittlungder Spulensensitivitätenvermieden werden. Diese Technik, wie sie beispielsweise in dem inder 1 gezeigten Magnetresonanzgerät realisiert ist, basiert grobauf folgender in 4 und 5 schematischgezeigten Vorgehensweise: In Schritt 1 erfolgt eineUnterabtastung des k-Raums durch Messung eines reduzierten Projektionsdatensatzes.Der reduzierte Projektionsdatensatz besteht aus einer Anzahl vonProjektionen φ.Die Messung erfolgt durch eine fortschreitende Drehung des Auslesegradientenbei einem festen Schrittwinkel Δϕ.Dabei erfolgt eine projektionsförmigeAbtastung des k-Raumesmittels Komponentenspulen, die um das Objekt in beiden Richtungendes k-Raumes linear bzw. ringförmigoder – gemäß 7 – matrixartigum das Objekt angeordnet sind. Der Schrittwinkel Δϕ istso bemessen, dass eine Unterabtastung des k-Raumes durch die Komponentenspulenerfolgt. Das Resultat ergibt ein Bild der k-Raumdaten, wie es durchdie sternförmigangeordneten durchgezogenen Linien in 6 dargestelltist. Unterabtastung eines Datensatzes bedeutet einerseits, dassmit einem einzelnen Empfangskanal (bzw. Komponentenspule) zu wenigDaten akquiriert worden sind um daraus ein artefaktfreies Bild imOrtsraum rekonstruieren zu können.Andererseits liefert eine Unterabtastung – je nach Anzahl der ausgelassenenk-Raumdaten – einedeutliche Reduktion der Meßzeit.The present invention is now in a PPA method with radial scanning in which an artifact-free image reconstruction is possible without explicit measurement of the coil profiles. Essentially, the method involves generating additional projections (radial trajectories) without calibration measurements, which can significantly shorten the measurement time. The image acquisition is thus accelerated by the fact that reference measurements for determining the coil sensitivities are avoided. This technique, as used for example in the 1 is realized based on the following magnetic resonance device 4 and 5 schematically shown procedure: In step 1 sub-sampling of k-space is performed by measuring a reduced projection data set. The reduced projection data set consists of a number of projections φ. The measurement is carried out by a progressive rotation of the readout gradient at a fixed step angle Δφ. In this case, a projection-shaped scanning of the k-space by means of component coils, which are linear or annular around the object in both directions of the k-space or - according to 7 - Are arranged in a matrix around the object. The step angle Δφ is dimensioned so that a subsampling of the k-space takes place through the component coils. The result gives an image of the k-space data, as indicated by the star-shaped solid lines in FIG 6 is shown. Sub-sampling of a data record on the one hand means that too little data has been acquired with a single receiving channel (or component coil) in order to be able to reconstruct an artifact-free image in the spatial domain. On the other hand, sub-sampling - depending on the number of omitted k-space data - provides a significant reduction in measurement time.
    [0045] Inden nächstenSchritten werden auf Basis des gemessenen unterabgetasteten Projektionsdatensatzesmit Hilfe der in den M Empfangskanälen (Komponentenspulen) enthaltenenInformation rein rechnerisch weitere Projektionen gefunden welchezwischen den gemessenen Projektionen φ weitere (vorzugsweise äquidistante,also um einen gleichmäßigen Winkel Δφ verdrehte)Trajektorien bilden und den unterabgetasteten Projektionsdatensatzvervollständigen,so dass eine artefaktfreie Bildrekonstruktion im Ortsraum ermöglicht wird.Inthe nextSteps are based on the measured subsampled projection data setby means of those contained in the M receiving channels (component coils)Information purely computationally found further projections whichbetween the measured projections φ further (preferably equidistant,so twisted by a uniform angle Δφ)Form trajectories and the subsampled projection data setto complete,so that an artifact-free image reconstruction in the spatial area is possible.
    [0046] Zudiesem Zweck wird – gemäß den 4, 5 und 6 – zunächst einegemessene Trajektorie φi sowie eine mit dieser Trajektorie einenWinkel α0 einschließenden weiteren gemessenenTrajektorie φi + α0 betrachtet. Aus gemessenen Werten G0(q⊥n, φi + α0)der um α0 gedrehten Trajektorie φi + α0 wirdin einem Schritt 2 algebraisch ein sogenannter "Verschiebungsoperator" in Form einer KoeffizientenmatrixC(Δk) berechnetder anschließendin einem Schritt 3 auf einzelne Punkte q0,q0',...der Trajektorie φi bei festgehaltenem Δφ bzw. 2Δφ, usw. angewandt wird, so daß eine Punktmengeentsteht die relativ zu φi weitere um Δφ bzw. 2Δφ, usw. verdrehte Trajektorienbildet. In 4 ist der Spezialfall für α0 =90° dargestelltin dem die Verschiebungsoperatoren C(Δk) allein aus gemessenen Wertenauf der zur Trajektorie φi orthogonalen d.h. senkrechten Trajektorie φi + 90° berechnetwird.For this purpose - according to 4 . 5 and 6 - First, a measured trajectory φ i and a trajectory with this trajectory including an angle α 0 further measured trajectory φ i + α 0 considered. From measured values G 0 (q ⊥n, φ i + α 0) of the order 0 twisted trajectory φ α i + α 0 in a step 2 algebraically a so-called "shift operator" in the form of a coefficient matrix C (Δk) calculates the subsequent in one step 3 to individual points q 0 , q 0 ', ... of the trajectory φ i at fixed Δφ or 2Δφ, etc. is applied, so that a point set is the relative to φ i further by Δφ or 2Δφ, etc. twisted trajectories forms. In 4 is the special case for α 0 = 90 ° in which the displacement operators C (Δk) solely from measured values on the orthogonal to the trajectory φ i ie vertical Trajek torie φ i + 90 ° is calculated.
    [0047] DieseVorgehensweise wird in einem Schritt 4 auf alle gemessenenTrajektorien φi, φi+1, φi+2, usw. des unterabgetasteten Projektionsdatensatzesangewendet, wodurch eine Wertemenge G →(k, φ, Δk = q0tgΔφ) bzw. G →(k, φ, Δk = q0tg2Δφ), usw.des k-Raumes gebildet wird die nicht mehr explizit gemessen zu werdenbraucht, wodurch sich eine Messzeitreduktion bei gleichbleibenderBildqualitätdes im Ortsraum rekonstruierten Bildes ergibt. In einem letztenSchritt 5 erfolgt die Rekonstruktion des Bildes im Ortsraumauf Basis der gemäß Schritte 1 bis 4 reinrechnerisch vervollständigtenProjektionen.This procedure is done in one step 4 is applied to all the measured trajectories φ i , φ i + 1 , φ i + 2 , etc. of the sub-sampled projection data set, whereby a set of values G → (k, φ, Δk = q 0 tgΔφ) and G → (k, φ, Δk = q 0 tg2Δφ), etc. of the k-space is formed which no longer needs to be measured explicitly, resulting in a reduction in measurement time with constant image quality of the image reconstructed in the space. In a last step 5 the reconstruction of the image takes place in the physical space based on the steps 1 to 4 purely computationally completed projections.
    [0048] DieAlgebra des erfindungsgemäßen Verfahrenswird anhand des Spezialfalles α0 = 90° imFolgenden ausführlicherdargestellt: Es wird eine Schar von Parallelen im Abstand Δkn = nΔkzur Trajektorie φi (im weiteren auch als Abtastradius k mitdem Winkel φi bezeichnet) im k-Raum erzeugt. Der Radiusk entspricht dem Abstand eines Punktes q auf der Trajektorie φi zum Ursprung. Auf diese Weise definiertder äußerste Punkt derTrajektorie den größten AbtastradiusK. Der Schnittpunkt der Parallelen mit dem Kreis K legt somit dieEndpunkte neuer Abtastradien mit Winkel φi + Δφn fest. Die Magnetisierungen auf den Parallelenwerden wiederum durch Linearkombination der Einzelspulensignaleerzeugt. Die zunächstunbekannten Koeffizienten ergeben sich dabei aus bereits gemessenenMagnetresonanzsignalen an den Schnittpunkten der Parallelen mitdem um 90° zumAbtastradius k bzw. zur Trajektorie φi gedrehtenAbtastradius k⊥ bzw.Trajektorie φi + 90°.An diesen Schnittpunkten könnenBestimmungsgleichungen fürdie unbekannten Koeffizienten der Linearkombination der Einzelspulensignalefür dieParallelverschiebung Δkn aufgestellt werden. In entsprechender Weisewerden auch die übrigenPunkte k < K aufden neu generierten Abtastradien mit Winkel φi + Δφn generiert. Dieses Verfahren wird für alle Winkelbzw. Trajektorien φi durchgeführt, so dass der gesamte k-Raumdichter mit Abtastradien bzw. Trajektorien belegt wird, als direktgemessen wurden.The algebra of the method according to the invention is illustrated in more detail below with reference to the special case α 0 = 90 °. A family of parallel lines at a distance Δk n = nΔk to the trajectory φ i (also referred to as the scanning radius k with the angle φ i ) in FIG k-space generated. The radius k corresponds to the distance of a point q on the trajectory φ i to the origin. In this way, the outermost point of the trajectory defines the largest scanning radius K. The intersection of the parallels with the circle K thus fixes the end points of new scanning radii with angle φ i + Δφ n . The magnetizations on the parallels are again generated by linear combination of the individual coil signals. The initially unknown coefficients result from already measured magnetic resonance signals at the intersections of the parallels with the scanning radius k ⊥ or trajectory φ i or 90 ° rotated by 90 ° to the scanning radius k or to the trajectory φ i . Determination equations for the unknown coefficients of the linear combination of the individual coil signals for the parallel displacement Δk n can be established at these intersections. Correspondingly, the other points k <K are also generated on the newly generated scanning radii with angle φ i + Δφ n . This method is performed for all the angles or trajectories φ i , so that the entire k-space is occupied more densely with scanning radii or trajectories than were measured directly.
    [0049] Beilinearer Unabhängigkeitder Spulensignale folgt mit
    [0050] Stattdie Summe der Einzelspulensignale, an einem Punkt im k-Raum mit den Einzelspulensignalen ananderen Stellen im k-Raumzu erzeugen, ist es genau so gut möglich analog dem GRAPPA-Verfahren(Magnetic Resonance in Medicine 47, 1202-1210 (2002)), die Einzelspulensignalean einem Punkt im k-Raummit den Einzelspulensignalen an anderen Stellen im k-Raum anzufitten unddann fürjede Spule ein extra Bild zu rekonstruieren. Das Gesamtbild entstehtdann durch gewichtete Überlagerungder Einzelbilder, z.B. durch quadratische Überlagerung. In diesem Fallist Gleichung (9a) insofern zu modifizieren als dass der Vektor G →(k, φ, Δk) verschobenerkombinierter gemessener Spulensignale durch einen Vektor ΔF →(k, φ, Δk) verschobenergemessener Spulensignale ersetzt wird: ΔF →(k, φ, Δk) = C(Δk)F →(k, φ) (9b) Instead of generating the sum of the individual coil signals at one point in k-space with the single coil signals at other locations in k-space, it is just as possible analogous to the GRAPPA method (Magnetic Resonance in Medicine 47, 1202-1210 (2002). ) to fit the single coil signals at one point in k-space with the single coil signals at other locations in k-space and then reconstruct an extra image for each coil. The overall picture is then created by weighted superimposition of the individual pictures, eg by square superimposition. In this case, equation (9a) is to be modified in that the vector G → (k, φ, Δk) of shifted combined measured coil signals is replaced by a vector ΔF → (k, φ, Δk) of shifted measured coil signals: ΔF → (k, φ, Δk) = C (Δk) F → (k, φ) (9b)
    [0051] Wiein den 4 und 6 dargestellt liegen die Magnetisierungen G →(k, φ, Δk) nach Gleichung(9a) bzw. die Spulensignale ΔF →(k, φ, Δk) nach Gleichung(9b) auf um (M – 1)Δk zum Messradiusk, φi verschobenen Parallelen und schneiden denMessradius bzw. die Orthogonale k, φi +90° in denPunkten q⊥n.As in the 4 and 6 the magnetizations G → (k, φ, Δk) according to equation (9a) or the coil signals ΔF → (k, φ, Δk) according to equation (9b) are around (M-1) Δk for the measuring radius k, φ i shifted parallels and intersect the measuring radius or the orthogonal k, φ i + 90 ° in the points q ⊥n .
    [0052] Ausden bekannten (da gemessenen) Magnetisierungen
    [0053] ZurErhöhungder Genauigkeit der Koeffizientenmatrix C(Δk) lassen sich weitere um Δk gegeneinanderverschobene bekannte Magnetisierungen G →(q⊥, φ + 90°, (b – 1)·Δk) = C(Δk)F →(q = 0, φ + 90°, b·Δk) (10b)berücksichtigen,wobei im Falle einer Rekonstruktion mit GRAPPA G →(q⊥, φ + 90°,(b – 1)·Δk) durch ΔF →(q⊥, φ + 90°, (b – 1)·Δk) zu ersetzenist, und wobei b vorteilhaft so zu wählen ist, dass gilt |b·Δk| ≤ K.In order to increase the accuracy of the coefficient matrix C (Δk), further magnetizations shifted by Δk can be used G → (q ⊥ , φ + 90 °, (b - 1) · Δk) = C (Δk) F → (q = 0, φ + 90 °, b · Δk) (10b) in the case of a reconstruction with GRAPPA, substitute G → ( q⊥ , φ + 90 °, (b-1) · Δk) by ΔF → (q⊥, φ + 90 °, (b-1) · Δk) and b is to be chosen advantageously such that | b · Δk | ≤ K.
    [0054] Wegen
    [0055] Dieangestellte Überlegunglässt sichauf negative Inkremente –Δk erweitern,indem die entsprechenden Schnittpunkte mit dem Radius k, φ – 90° berücksichtigtwerden.Theemployee considerationlet yourselfexpand to negative increments -Δk,by considering the corresponding intersection points with the radius k, φ - 90 °become.
    [0056] Dabei kleinen Zwischenwinkeln sinΔφ ≈ tgΔφ ≈ Δφ gilt (sieheauch die Näherungdurch Gleichung (4b) bei nΔφ << 1), können die Schnittpunkte um Δk zum Abtastradiusk verschobenen Parallelen mit den Abtastradien der Winkel φi±a ± α0 zusätzlich zurBestimmung des Verschiebungsoperators C benutzt werden, wodurchsich dessen Genauigkeit erhöht.In 6 ist eine derartige Streuung um a = ± 1 für α0 =90° dargestellt, indemzusätzlichdie Trajektorien φi±1 +90° berücksichtigtwerden.Since at small intermediate angles sinΔφ ≈ tgΔφ ≈ Δφ holds (see also the approximation by equation (4b) at nΔφ << 1), the intersections by Δk to Abtastradius k shifted parallels with the Abtastradien the angle φ i ± a ± α 0 in addition are used to determine the shift operator C, thereby increasing its accuracy. In 6 is such a scattering by a = ± 1 for α 0 = 90 ° shown by additionally the trajectories φ i ± 1 + 90 ° are taken into account.
    [0057] In 7 istals Ausführungsbeispielexemplarisch ein Array von M = 9 Abbildungsspulen dargestellt. Vonden M Spulen sind immer nur solche wirksam, die möglichstsenkrecht zum Abtastradius angeordnet sind. Man wird also zur Generierungneuer Abtastradien nicht immer alle M Spulen verwenden, sonderneine Untermenge (beispielsweise von 2 bis 4), die auf Achsen senkrechtzur jeweiligen k-Richtung liegen, damit bei der Bestimmung der Koeffizientenkeine zu kleinen Determinanten auftreten was zu einer Instabilität der Lösung desGleichungssystems führenwürde.Dadurch bleibt zudem der Rechenaufwand wegen der Kleinheit der Matrizengering und kann schnell fürdie neu zu generierenden Punkte durchgeführt werden.In 7 As an exemplary embodiment, an array of M = 9 imaging coils is shown by way of example. Of the M coils are always effective only those which are arranged as perpendicular to the scanning radius. One will therefore not always use all M coils to generate new scanning radii, but a subset (for example from 2 to 4) which lie on axes perpendicular to the respective k direction so that no too small determinants occur in the determination of the coefficients Instability of the solution of the equation system would result. This also leaves the computational effort because of the smallness of Ma trizes low and can be done quickly for the newly generated points.
    [0058] Wenndie Spulen bevorzugt entlang nur einer Richtung angeordnet sind,ist es sinnvoll, die zu messenden Winkelschritte nur senkrecht dazugroß zuwählenund neue Winkelzwischenschritte zu generieren, während in Richtung parallelzur Spu lenrichtung kleine Winkelschritte für die Gradienten gewählt werden.Ifthe coils are preferably arranged along only one direction,it makes sense, the angular steps to be measured only perpendicular to itbig toochooseand generate new angle intermediate steps while being parallel in directionfor Spu lenrichtung small angular steps are selected for the gradient.
    [0059] EineVervollständigungdes unterabgetasteten Projektionsdatensatzes kann auch dadurch erreicht werden,dass dieser auf Basis der ermittelten Verschiebungsoperatoren entlangsämtlicherTrajektorien φi um ±nΔk verschobenwird. Allerdings liefert ein auf diese Weise ebenso rein rechnerischvervollständigterDatensatz eine relativ unregelmäßige k-Raum-Belegungwas eine aufwändigereBildrekonstruktion zur Folge hat, es sei denn es wird eine geschickteVerschiebung derart vorgenommen, dass sämtliche Punkte wiederum aufRadiallinien im k-Raumzu liegen kommen.Completion of the sub-sampled projection data set can also be achieved by shifting it along all trajectories φ i by ± nΔk on the basis of the determined displacement operators. However, a dataset that is also computationally complete in this way yields a relatively irregular k-space occupancy which results in a more complex image reconstruction, unless a clever shift is made such that all the points in turn lie on radial lines in k-space come.
    [0060] ZurBildrekonstruktion aus den im k-Raum vorliegenden Kernmagnetisierungen(auch Rohdaten genannt) sind zwei Verfahren gebräuchlich: 1.Die gefilterte Rückprojektion(engl.: Filtered-Back-Projection).Diese erzeugt aus den auf einem Abtastradius anfallenden Daten durchFourier-Transformation Projektionen, filtert diese und projiziertsie in den Ortsraum. Dieses Verfahren ist in der Röntgen-Computertomographiesehr gebräuchlich.Für dieMagnetresonanz-Tomographie ist diese Art der Rekonstruktion insofernvon Vorteil als dass der Betrag der Projektion rückprojiziert werden kann, wodurchdas Verfahren sehr unempfindlich gegenüber Phasenschwankungen über dasBildfeld wird. Es ist auch nicht zwingend erforderlich, dass dieRohdaten entlang äquidistanter Winkelschritteanfallen, was bei der oben beschrieben Erzeugung neuer Rohdatenvorteilhaft sein kann. 2. Die Uminterpolation (engl.: Regridding). Diese interpoliertund projiziert Rohdaten des k-Raums auf ein kartesisches Gitter,aus denen dann das Magnetresonanzbild durch eine zweidimensionaleFourier-Transformation folgt. Diese Methode lässt sich in einfacher Weisemit paralleler Datenak quisition zur Reduktion der Messzeit bzw.Vergrößerung desBildfeldes verbinden. For image reconstruction from the nuclear magnetizations present in k-space (also called raw data), two methods are commonly used: 1. The filtered back-projection (English: Filtered-back projection). It generates projections from the data obtained on a scanning radius by Fourier transformation, filters them and projects them into the spatial domain. This method is very common in X-ray computed tomography. For magnetic resonance tomography, this type of reconstruction is advantageous in that the amount of projection can be backprojected, making the method very insensitive to phase variations across the image field. It is also not absolutely necessary that the raw data occur along equidistant angular steps, which may be advantageous in the generation of new raw data described above. 2. The reinterpolation (English: Regridding). This interpolates and projects raw data of the k-space onto a Cartesian grid, from which the magnetic resonance image then follows through a two-dimensional Fourier transformation. This method can be easily combined with parallel Datenak quisition to reduce the measurement time or magnification of the image field.
    权利要求:
    Claims (10)
    [1]
    Verfahren zur verbesserten PPA-Bildgebung mitradialer Datenakquisition in der Magnet-Resonanz-Tomographie, aufweisenddie folgenden Schritte: – Schritt 1:Unterabtasten des k-Raums durch Messen einer Anzahl von Projektionen φ mit einemSpulenarray von M Komponentenspulen – Schritt 2: Bestimmeneines Verschiebungsoperators C(±nΔk) für eine Projektion φi auf Basis gemessener Magnetisierungen entlangeiner mit φi einen Winkel α0 einschließende Projektion φi ± α0 mitn = 1, 2,..., M – 1 – Schritt 3:Anwenden des Verschiebungsoperators C(±nΔk) auf einzelne Punkte der Projektion φi zum Erhalten berechneter Projektionspunkte – Schritt 4:Wiederholen der Schritte 2 und 3 für alle Projektionen φ – Schritt 5:Rekonstruktion eines Bildes im Ortsraum auf Basis der auf dieseWeise rein rechnerisch vervollständigtenProjektionen.A method for enhanced radial data acquisition PPA imaging in magnetic resonance tomography, comprising the following steps: - Step 1 : Subsampling the k-space by measuring a number of projections φ with a coil array of M component coils - step 2 Determining a displacement operator C (± nΔk) for a projection φ i on the basis of measured magnetizations along a projection φ i ± α 0 with n = 1, 2,..., M-1 step including an angle α 0 with φ i 3 Applying the shift operator C (± nΔk) to individual points of the projection φ i to obtain calculated projection points - step 4 : Repeating the steps 2 and 3 for all projections φ - step 5 Reconstruction of an image in spatial space on the basis of the purely computationally completed projections.
    [2]
    Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,dass α0 vorzugsweise einen Wert von 90° darstellt.A method according to claim 1, characterized in that α 0 is preferably a value of 90 °.
    [3]
    Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet,dass die Verschiebungsoperatoren C(±nΔk) durch Lösen überbestimmter Gleichungssystemeaus G →, F → und C bzw ΔF →, F → undC mit der Pseudoinversen F' →(F →F' →)–1 ermittelt werden,wobei G →jeweils den Vektor verschobener kombinierter gemessener Spulensignale, F → jeweilsden Vektor gemessener Spulensignale und ΔF → einen Vektor verschobener gemessenerSpulensignale darstellt.Method according to one of claims 1 to 2, characterized in that the displacement operators C (± nΔk) by solving over certain systems of equations from G →, F → and C or ΔF →, F → and C with the pseudoinverse F '→ (F → F '→) -1 , where G → represents the vector of shifted combined measured coil signals, F → the vector of measured coil signals and ΔF → a vector of shifted measured coil signals.
    [4]
    Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dasszur genaueren Bestimmung von C(±nΔk) Werte der zu φi ± α0 jeweilsbenachbarten Projektionen φi±a ± α0 mitberücksichtigtwerden, wobei je nach Genauigkeit a = 1, 2,... gilt.Method according to one of claims 1 to 3, characterized in that for more accurate determination of C (± nΔk) values of φ i ± α 0 each adjacent projections φ i ± a ± α 0 are taken into account, depending on the accuracy of a = 1, 2, ... applies.
    [5]
    Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet,dass ein vollständigerRohdatensatz im k-Raum dadurch erhalten wird dass auf Basis derermittelten Verschiebungsoperatoren C(±nΔk) und den gemessenen Projektionenin unterschiedliche Richtungen um ±nΔk verschobene Projektionen berechnetwerden.Method according to one of claims 1 to 4, characterizedthat a completeRaw data set in k-space is obtained by the fact that based on thedetermined displacement operators C (± nΔk) and the measured projectionscalculated in different directions by ± nΔk shifted projectionsbecome.
    [6]
    Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet,dass die gesamten berechneten verschobenen Projektionen für die Rekonstruktiondes Bildes genutzt werden.A method according to claim 5, characterized in that the total calculated shifted Projections can be used for the reconstruction of the image.
    [7]
    Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet,dass nur die Teile der berechneten verschobenen Projektionen für die Rekonstruktiondes Bildes genutzt werden die auf Radiallinien im k-Raum liegen.Method according to claim 5, characterized in thatthat only the parts of the calculated displaced projections for reconstructionthe image are used on radial lines in k-space.
    [8]
    Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurchgekennzeichnet, dass bei linearer Anordnung der Spulenarrays dieWinkelabtastdichte in Längsrichtungdes Spulenarrays größer alsin orthogonaler Richtung gewähltwird.Method according to one of the preceding claims, characterizedin that, in the case of a linear arrangement of the coil arrays, theAngular scanning density in the longitudinal directionof the coil array greater thanchosen in orthogonal directionbecomes.
    [9]
    Kernspintomographiegerät welches zur Durchführung einesVerfahrens gemäß der Ansprüche 1 bis8 geeignet ist.Magnetic resonance imaging apparatus which is used to carry out aProcess according to claims 1 to8 is suitable.
    [10]
    Computersoftwareprodukt dadurch gekennzeichnet,dass es ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8 implementiert,wenn es auf einer mit einem Kernspintomographiegerät nach Anspruch9 verbundenen Recheneinrichtung läuft.Computer software product characterized inthat it implements a method according to any one of claims 1 to 8,if it is on a with a magnetic resonance imaging device according to claim9 connected computing device is running.
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    同族专利:
    公开号 | 公开日
    US7265546B2|2007-09-04|
    US20050251023A1|2005-11-10|
    DE102004021772B4|2007-05-24|
    引用文献:
    公开号 | 申请日 | 公开日 | 申请人 | 专利标题
    法律状态:
    2006-01-26| OP8| Request for examination as to paragraph 44 patent law|
    2007-11-22| 8364| No opposition during term of opposition|
    2009-02-19| 8339| Ceased/non-payment of the annual fee|
    优先权:
    申请号 | 申请日 | 专利标题
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