Parallele MRT-Bildgebung

Bei der konventionellen MRT erfolgt die Ortskodierung überwiegend durch Magnetfeldgradienten. Diese Fourier-Kodierung ist zeitaufwendig, da viele k-Raum-Zeilen nacheinander aufgenommen werden müssen. Die parallele MRT-Bildgebung reduziert diese Aufnahmezeit, indem nicht jede k-Raum-Zeile gemessen wird. Die dadurch entstehenden Einfaltungsartefakte werden rechnerisch korrigiert. Grundlage dafür ist, dass jedes Spulenelement ein eigenes räumliches Sensitivitätsprofil besitzt. Jedes Element empfängt also Signal aus dem Untersuchungsvolumen mit einer anderen Gewichtung. Diese Zusatzinformation kann verwendet werden, um überlagerte Bildanteile zu trennen.

Aus signaltheoretischer Sicht ist die parallele MRT-Bildgebung ein Mehrkanal-Abtastproblem. Die Bildrekonstruktion berücksichtigt neben den k-Raum-Daten auch Spulensensitivitäten, Rauschstatistik und Unterabtastungsmuster.

Die wichtigsten klassischen Rekonstruktionsverfahren sind:

• SENSE: Bildraumverfahren, bei dem gefaltete Bilder mithilfe bekannter Spulensensitivitäten entfaltet werden.
• SMASH: k-Raum-Verfahren, bei dem fehlende k-Raum-Zeilen aus Linearkombinationen mehrerer Spulensignale rekonstruiert werden.
• GRAPPA: k-Raum-Verfahren, das fehlende Datenpunkte aus benachbarten gemessenen k-Raum-Daten und mehreren Spulenkanälen berechnet. Es nutzt häufig Autokalibrationsdaten.
• g-SMASH: Weiterentwicklung von SMASH mit zusätzlicher Kalibrationsinformation.

In der klinischen Routine sind vor allem SENSE- und GRAPPA-artige Verfahren verbreitet.

Der Beschleunigungsfaktor gibt an, um welchen Faktor die k-Raum-Abtastung reduziert wird. Bei einem Faktor von 2 wird beispielsweise nur etwa jede zweite Phasenkodierzeile aufgenommen. Die Messzeit kann dadurch theoretisch entsprechend verkürzt werden. Die Beschleunigung ist jedoch begrenzt. Entscheidend sind die Zahl und Anordnung der Spulenelemente, die Qualität der Sensitivitätskalibration und die Rauschkorrelation zwischen den Kanälen.

Der Geometriefaktor, kurz g-Faktor, beschreibt die zusätzliche Rauschverstärkung durch die parallele Rekonstruktion. Ein g-Faktor von 1 entspricht dem Idealfall ohne zusätzliche Rauschverstärkung. Höhere Werte zeigen eine ungünstigere Spulengeometrie oder zu starke Unterabtastung an. Der SNR-Verlust entsteht daher sowohl durch die geringere Datenaufnahme als auch durch g-Faktor-bedingte Rauschverstärkung.

Parallele MRT-Bildgebung wird in vielen Bereichen eingesetzt, unter anderem in der MR-Angiographie, Herz-MRT, Diffusionsbildgebung, funktionellen MRT, Abdomen-MRT, Mamma-MRT, Neuro-MRT und muskuloskelettalen MRT.

Bei hohen Feldstärken, insbesondere 3 Tesla und 7 Tesla, ist die Methode besonders relevant. Das höhere Ausgangs-SNR kann genutzt werden, um schnellere oder höher aufgelöste Untersuchungen zu ermöglichen. Gleichzeitig kann pMRT hochfeldtypische Probleme wie Suszeptibilitätsartefakte, B0-Inhomogenitäten und SAR-Limitationen teilweise abschwächen. Bei Ultrahochfeldsystemen verändern sich jedoch die Hochfrequenzfelder und Spulensensitivitäten, was höhere Anforderungen an Spulendesign, Kalibration und Sicherheitsbewertung stellt.

• Wiesinger et al., Potential and feasibility of parallel MRI at high field. NMR in Biomedicine, 2006
• Heidemann et al., A brief review of parallel magnetic resonance imaging. European radiology, 2003
• Larkman und Nunes, Parallel magnetic resonance imaging, Physics in Medicine & Biology, 2007