DE10109511A1 - Verfahren und Gerät zum Gewinnen von Daten für diffusionsgewichtete Magnetresonanz-Bildgebung - Google Patents

Abstract

Beschrieben wird ein Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren, bei welchem die im abzubildenden Objekt angeregte transversale Magnetisierung vor dem Hervorrufen der für die Rekonstruktion eines Bildes verwendeten Nutzechos (E) diffusionsgewichtet wird. Bei Bewegung des Objektes können Phasenänderungen in der diffusionsgewichteten transversalen Magnetisierung auftreten, die zu Artefakten im rekonstruierten Bild führen. Diese störenden Phasenänderungen werden durch Analyse eines Navigatorsignals (N¶1¶, N¶2¶) gemessen, das vor dem Hervorrufen der Nutzechos (E) erzeugt wird. Das Ergebnis dieser Messung wird verwendet, um die Phasencharakteristik der transversalen Magnetisierung online durch korrigierenden Eingriff (C¶0¶, C¶1¶, C¶2¶) so zu ändern, daß die gemessenen Phasenänderungen kompensiert werden. Beschrieben wird ferner ein Magnetresonanzgerät zur Durchführung dieses Verfahrens.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die ortsaufgelöste Untersuchung von Objekten mittels Magnetresonanz (MR) und betrifft speziell ein Verfahren zum Gewinnen von Daten für eine Bilddarstellung, welche die räumliche Verteilung des MR- Verhaltens eines Objektes innerhalb eines ausgewählten Orts­ bereiches zeigt, unter Hervorhebung von Diffusionserscheinun­ gen, gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1. Gegenstand der Erfindung ist ferner ein Gerät zur Durchführung des Ver­ fahrens.

In der nachstehenden Beschreibung werden bei der Angabe und Würdigung des Standes der Technik entsprechende Fundstellen in der allgemein zugänglichen Fachliteratur genannt:
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Diese Fundstellen sind im Beschreibungstext durch Angabe der vorstehenden Referenznummern in eckigen Klammern [ ] bezeich­ net.

Bei den gebräuchlichen MR-Bildgebungsverfahren wird der zu untersuchende Objektbereich, also die "Probe", in einem sta­ tionären Magnetfeld B₀ angeordnet und einer Folge von minde­ stens einem elektromagnetischen Hochfrequenz-Impuls (HF-Im­ puls) ausgewählter Frequenz und darauffolgenden Impulsen von Magnetfeldgradienten in unterschiedlichen Raumrichtungen aus­ gesetzt, derart, daß infolge der HF-Anregungen Echos erschei­ nen, die als MR-Signal detektiert werden und Aufschluß über Merkmale der Probe geben.

Der Energiegehalt eines HF-Impulses bestimmt die Menge der angeregten, zur Aussendung eines MR-Signals fähigen Spins (transversale Magnetisierung) im Verhältnis zu den im Gleich­ gewicht befindlichen Spins (longitudinale Magnetisierung). Der Arcustangens dieses Verhältnisses wird als Flipwinkel des HF- Impulses bezeichnet.

Die Resonanzfrequenz der Spins und somit die Frequenz sowohl eines anregenden HF-Impulses als auch der meßbaren MR-Signale wird u. a. durch die örtliche Magnetfeldstärke bestimmt. Zur Ortsauflösung wird daher bei allen Bildgebungsverfahren wäh­ rend der Signaldetektion ein sogenannter "Lesegradient" (Read Gradient) in einer gewählten Raumrichtung aufgeprägt, um un­ terschiedlichen Orten längs dieser Richtung jeweils verschie­ dene Frequenzen im Signal zuzuordnen (Frequenzcodierung). Durch eine Fourier-Transformation lassen sich die verschiede­ nen Frequenzen und damit die Beiträge verschiedener Orte tren­ nen. Auf diese Weise wird eine Ortsauflösung in der betreffen­ den Raumrichtung, die auch als "Leserichtung" (abgekürzt: R- Richtung) bezeichnet wird, ermöglicht.

Zur Ortsauflösung in einer zweiten Raumrichtung, die vorzugs­ weise orthogonal zur Leserichtung ist, wird üblicherweise vor dem Erscheinen des zu detektierenden Signals vorübergehend ein Gradient in dieser Richtung aufgeprägt, was bewirkt, daß die in der Probe angeregten Schwingungen (Spins) entlang der be­ treffenden Raumrichtung dephasieren. Durch schrittweises Än­ dern des Zeitintegrals dieses "Phasencodiergradienten" von Echo zu Echo ändert sich die Phase des von einem Ort stammen­ den Signalbeitrages von Echo zu Echo. Die Signalbeiträge der verschiedenen Orte entlang dieser Richtung, die auch als "Phasencodierungsrichtung" (abgekürzt: P-Richtung) bezeichnet wird, können durch eine Fourier-Transformation bezüglich der laufenden Nummer des Echos voneinander getrennt werden. Da Frequenz und Phase jeweils getrennt abhängig von der Position entlang zweier Raumkoordinaten (R- und P-Richtung) sind, läßt sich ein zweidimensionales Bild des Objektes rekonstruieren.

Eine Ortsselektion in einer dritten Raumrichtung, die vorzugs­ weise orthogonal zur Ebene der R- und P-Richtungen ist und auch als "Schichtrichtung" (abgekürzt: S-Richtung) bezeichnet wird, erfolgt durch Anlegen eines Gradienten in dieser Rich­ tung während des anregenden, frequenzselektiven HF-Impulses.

Durch diesen "Schichtgradienten" wird eine Schicht im Objekt für die Anregung selektiert.

Die meisten gebräuchlichen MR-Bildgebungsverfahren arbeiten mit der vorstehend beschriebenen, kombinierten Frequenz- und Phasencodierung. Für die Darstellung z. B. eines zweidimensio­ nalen, N-zeiligen Bildes werden hintereinander N Echos erzeugt, jedes mit einer anderen Phasencodierung, und jedes Echo dieser N-Echofolge wird in der gleichen Weise durch den Lesegradien­ ten frequenzcodiert und als MR-Signal detektiert. Aus den Ab­ tastwerten der detektierten Signale wird eine zweidimensionale Matrix aus Daten gebildet, der sogenannte K-Raum, deren jede Reihe bzw. "Zeile" einem anderen, frequenzcodierten Echo zuge­ ordnet ist und Abtastwerte des betreffenden Echos enthält. Die Zeilenrichtung wird auch als Frequenzachse des K-Raumes be­ zeichnet. Die hierzu orthogonale Achse des K-Raumes ist als Phasenkoordinate skaliert, d. h. die Position einer Reihe längs dieser Achse ist bestimmt durch das Integral des Phasencodier­ gradienten. Die so organisierte Datenmatrix wird dann einer zweidimensionalen Fourier-Transformation (2D - FT) unterworfen, um die Pixelwerte des Bildes zu erhalten.

Auch andere, weniger gebräuchliche MR-Bildgebungsverfahren (Projection Reconstruction Imaging, Spiral Imaging) tasten den 2D-K-Raum ab, wobei die strenge Trennung zwischen Phasenco­ dier- und Lesegradientenrichtung in diesen Verfahren aufgeho­ ben ist. Im allgemeinen wird mit diesen Verfahren der K-Raum nicht-äquidistant in nicht-rechtwinkligen Trajektorien abgeta­ stet. Daher müssen für diese Verfahren auch andere Bildrekon­ struktionsmethoden eingesetzt werden.

Bei den MR-Signalen unterscheidet man zwischen drei verschie­ denen Arten. Das sogenannte "Spinecho-Signal" entsteht durch Refokussierung der Magnetfeldinhomogenitätseffekte mittels eines zusätzlichen HF-Impulses, der eine gewisse Zeit nach dem ersten HF-Anregungsimpuls angelegt wird. Das sogenannte "Gradientenecho-Signal" wird erzeugt durch Polaritätsumkehr eines Magnetfeldgradienten (üblicherweise des Lesegradienten), wo­ durch eine Refokussierung der durch die bisherige Wirkung dieses Gradienten herbeigeführten Dephasierung erfolgt. Soge­ nannte "stimulierte Echos" entstehen nach einer Folge von min­ destens drei HF-Impulsen mit Flipwinkeln ungleich 180°.

Die zur Aufnahme eines N-zeiligen Bildes nötige Gesamt-Echo­ folge kann durch verschiedenste MR-Teilexperimente erzeugt werden, wobei sich jedes Teilexperiment aus einer einmaligen Abfolge oder durch mehrmalige Wiederholung gleicher Abfolgen von HF-Impulsen und Magnetfeldgradienten-Schaltvorgängen zu­ sammensetzen kann.

Zu den Merkmalen einer Probe, die sich durch Magnetresonanz analysieren lassen, gehören neben der Dichte der durch die HF- Impulse beeinflußbaren Spins verschiedene Relaxations-Zeitkon­ stanten der Spinmagnetisierung, unter anderem die Spin-Gitter- Relaxationszeit T1, die Spin-Spin-Relaxationszeit T2 und die effektive Spin-Spin-Relaxationszeit T2*. Auch makroskopische Fließerscheinungen in der Probe sowie Diffusionsvorgänge sind Merkmale, die durch MR-Bildgebung sichtbar gemacht werden kön­ nen. Durch gezielte Auswahl der Art der MR-Sequenz sowie der Amplituden- und Zeitbeziehungen von HF- und Gradientenimpulsen innerhalb der Sequenz läßt sich erreichen, daß die Stärke der erzeugten MR-Signale bzw. Echos in besonderem Maße von jeweils bestimmten, ausgewählten Merkmalen der Probe abhängen. Hier­ durch läßt sich ein Bild erzeugen, dessen Kontrast durch das betreffende Merkmal "gewichtet" ist.

In den letzten zehn Jahren hat die diffusionsgewichtete MR- Bildgebung an Bedeutung gewonnen, z. B. zur Früherkennung von Gehirninfarkten. Es gibt verschiedene Methoden zur Diffusions­ gewichtung des MR-Signals; die Standardmethode gründet sich auf das Stejskal-Tanner-Experiment aus dem Jahre 1965, vgl. [1]. Hierbei handelt es sich um eine Spinecho-Sequenz mit einem 90°-Anregungsimpuls und einem nachfolgenden 180°-Refokus­ sierungsimpuls, wobei vor und nach diesem Refokussierungs­ impuls jeweils ein Gradientenimpuls der Amplitude G und der Dauer δ angelegt wird und der Zeitabstand vom Beginn des ersten bis zum Beginn des zweiten Gradientenimpulses gleich Δ ist, wie in der Fig. 1 der angefügten Zeichnungen gezeigt. Beispiele für abgewandelte Formen diffusionsgewichtender Vor­ experimente sind in den Fig. 2 und 3 veranschaulicht. Die Fig. 2 zeigt das Doppel-Spinecho-Vorexperiment mit zwei Paaren bipolarer Diffusionsgradienten, deren jeder die Amplitude G und die Dauer δ hat, wobei Δ die Zeit vom Beginn des ersten Gradienten des ersten Paars bis zum Beginn des ersten Gradien­ ten des zweiten Paars ist und α die Dauer des Intervalls zwi­ schen den beiden Gradienten jedes Paars ist. Die Fig. 3 zeigt ein mit stimuliertem Echo arbeitendes Vorexperiment, bei wel­ chem drei aufeinanderfolgende 90°-HF-Impulse angelegt werden; vor dem zweiten und nach dem dritten HF-Impuls wird jeweils ein Diffusionsgradient der Amplitude G und der Dauer δ ange­ legt, wobei der Abstand vom Beginn des ersten bis zum Beginn des zweiten Gradientenimpulses gleich Δ ist.

Solche und ähnliche Vorexperimente bewirken, daß eine im beob­ achteten Volumen infolge von Diffusion stattfindende, moleku­ lare Bewegung zu einer Amplitudendämpfung des MR-Signals führt, gemäß der Gleichung:

S = S₀ exp (-bD), Gl. (1),

wobei D die Diffusionskonstante ist. Die Größe b (sogenannter b-Wert) ist abhängig von den Parametern des jeweiligen Vorex­ perimentes sowie vom gyromagnetischen Verhältnis γ. Für die Beispiele nach den Fig. 1 und 3 gilt:

Für das Beispiel nach Fig. 2 gilt:

Um eine brauchbare Diffusionsgewichtung zu erhalten, also eine gut erkennbare, diffusionsbedingte Dämpfung, sind im allgemei­ nen b-Werte im Bereich von 500-1000 s/mm² erforderlich. Bei­ spielsweise erzielt man für ein Vorexperiment gemäß Fig. 1 mit der Bemessung G = 40 mT/m, δ = 20 ms und Δ = 30 ms einen b- Wert von 580 s/mm² für Protonen. Wie bekannt, sind diffusions­ gewichtete Sequenzen aber auch empfindlich gegenüber kohären­ ter Bewegung. Bei makroskopischer Bewegung der Probe ergibt sich eine von der örtlichen Geschwindigkeit ν abhängige Pha­ senänderung im MR-Signal. Für die Beispiele nach den Fig. 1 und 3 gilt hinsichtlich der Phase:

Φ = γ.G.ν.δ.Δ, Gl. (4),

und für das Beispiel nach Fig. 2 gilt:

Φ = 2.γ.G.ν.δ.Δ Gl. (5).

Legt man das obige Bemessungsbeispiel zugrunde, dann ergibt sich bei einer makroskopischen Bewegung mit der Geschwindig­ keit ν = 0,5 mm/s eine Phasenänderung gleich π.

Die Bewegung eines starren Körpers läßt sich vollständig be­ schreiben durch Angabe des Vektors der Translation und des Vektors der Rotation. Die Rotation führt zu einem räumlich über das Objekt gehenden Phasengradienten des MR-Signals, wobei der diesen Gradienten beschreibende Vektor gegeben ist durch:

wobei und die Richtungen des diffusionsgewichtenden Gra­ dienten bzw. des Rotationsvektors angeben. Wenn bei diffusi­ onsgewichtenden Sequenzen die Richtung von eine Funktion der Zeit ist, dann kann der am Ende der diffusionsgewichtenden Zeitspanne über das Objekt gehende Phasengradient durch geeig­ nete Modifizierung der Gl. (6) erhalten werden.

Makroskopische Bewegungen der Probe sind in vielen Fällen nicht auszuschließen, insbesondere wenn es sich um lebende Objekte handelt. Bei in-vivo-Untersuchungen an Mensch und Tier sind gewollte und physiologisch verursachte Bewegungen (etwa durch Atmung bzw. Herzschlag) nicht zu verhindern. Solche Bewegungen sind hinsichtlich des untersuchten Objektbereiches vergleichbar mit der Bewegung eines starren Körpers, also "Massivbewegungen"; sie sind in der Regel viel größer als die molekulare Bewegung (in der Größenordnung von 10 µm/100 ms), auf welche ein diffusionsgewichtetes MR-Experiment empfindlich ist. Während hierbei die Diffusion immer nur zu einer Abschwä­ chung des MR-Signals ohne Phasenänderung führt, verursacht die makroskopische Bewegung eines starren Körpers bei Translation eine Verschiebung der Phase und bei Rotation einen Gradienten in der Phasenverteilung.

Zur diffusionsgewichteten MR-Bildgebung kann man eine herkömm­ liche MR-Bildgebungssequenz durch Einfügen irgendeines diffu­ sionsgewichtenden Vorexperimentes modifizieren, z. B. eines der in den Fig. 1 bis 3 gezeigten Vorexperimente. Bei bildge­ benden Sequenzen sind die beschriebenen, bewegungsbedingten Phasenänderungen Störgrößen, die Artefakte im rekonstruierten Bild verursachen können. So können besagte Phasenänderungen unter Umständen mit den Phaseninformationen interferieren, die zur Ortsauflösung in das MR-Signal eingebracht werden (Phasen­ codierung), so daß im rekonstruierten Bild störende Erschei­ nungen, wie z. B. Geisterbilder, sichtbar werden. Es ist demnach erwünscht, bei diffusionsgewichteter MR-Bildgebung den Einfluß bewegungsbedingter Phasenänderungen auf die Bilddarstellung zu minimieren. Hierzu sind verschiedene Wege denkbar: a) Anwen­ dung von Bildgebungssequenzen, die von sich aus unempfindlich gegenüber Massivbewegungen sind; b) Anwendung von Bildge­ bungssequenzen, die sich durch Zusatzmaßnahmen weitgehend unempfindlich gegen Massivbewegungen machen lassen; c) Verfahren zur Korrektur der Einflüsse bewegungsbedingter Phasenänderungen.

Eine gebräuchliche, bewegungsunempfindliche Sequenz ist die Sequenz mit sogenannter "Geschwindigkeits-Kompensation", häu­ fig angewendet zur Eliminierung sowohl unerwünschter Phasen­ änderungen als auch unerwünschter Signalverluste, die durch geschwindigkeitsbedingte Phasendispersion verursacht werden, vgl. [2] und [3]. Prinzipiell ist es möglich, eine Kompensa­ tion bis zu jeder gewünschten, zeitlichen Ableitung (den Ort selbst, die Geschwindigkeit, die Beschleunigung, die Beschleu­ nigungsänderung, usw.) zu erreichen. Allerdings vermindert sich infolge der Technik dieser Geschwindigkeits-Kompensation die Empfindlichkeit für Diffusion, d. h. die Stärke der Diffu­ sionsgewichtung und somit der Diffusionskontrast im Bild wird relativ gering.

Als eine zweite, bewegungsunempfindliche Bildgebungsmethode wäre das sogenannte EPI ("Echo Planar Imaging") zu nennen, bei dem aus einer einmaligen HF-Anregung eine schnelle Folge von Echos durch schnelles Alternieren der Polarität des Lesegra­ dienten erzeugt wird, was innerhalb einer sehr kurzen Zeit­ spanne von 20-80 ms geschehen kann und muß, so daß sich Bewe­ gungen kaum auswirken. Die räumliche Auflösung eines mit einem solchen EPI aufgenommenen Bildes ist jedoch gering, da die Anzahl der nacheinander detektierbaren Echos sehr begrenzt ist, denn die Echoamplitude sinkt mit der Zeitkonstante der naturgemäß kurzen, effektiven Spin-Spin-Relaxationszeit T2*.

Wenig empfindlich gegenüber bewegungsbedingten Phasenänderungen des MR-Signals sind natürlich auch Bildgebungsmethoden, bei denen überhaupt keine Phasencodierung angewendet wird, die mit diesen Phasenänderungen interferieren könnte. Hierzu zäh­ len die als "Projection Reconstruction" (PR) und als "Line Scanning" (LS) bekannten Techniken. Beim PR-Verfahren wird die Richtung des Lesegradienten von Echo zu Echo um jeweils einen Winkelschritt gedreht, so daß die Echos aufeinanderfolgende Projektionen des Probenvolumens aus unterschiedlichen Blick­ winkeln beinhalten (ähnlich den Projektionen bei Röntgen- Computertomografie), aus denen dann die Pixel des Gesamtbildes berechnet werden können. Im Prinzip läßt sich das PR-Verfahren bei den verschiedensten MR-Sequenzen anwenden, um die dort normalerweise benutzte Phasencodierung zu ersetzen. Nachteilig ist jedoch die hohe Empfindlichkeit der Bildqualität gegenüber Inhomogenitäten, die zu Verwischungen im Bild führen. Beim erwähnten LS-Verfahren erfolgt die Bildgebung nur eindimensio­ nal als Linienprojektion, unter Verwendung zweier orthogonaler Schichtgradienten. Eine Erweiterung auf zweidimensionale Bild­ darstellung kann durch Akquisition mehrerer paralleler Linien erfolgen. Nachteilig ist jedoch, daß dieses Verfahren lange Repetitionszeit erfordert und bei Diffusionsgewichtung im Ver­ gleich zu einer mit Phasencodierung arbeitenden Bildgebung einen Verlust der Meßempfindlichkeit um den Faktor √N bringt, wenn N die Anzahl der aufgenommenen Linien ist.

Neben EPI gibt es im wesentlichen nur zwei weitere Akquisiti­ onstechniken, die gegenwärtig zur MR-Bildgebung in weitem Maß verwendet werden, nämlich die unter dem Namen FLASH bekannte Sequenz (und deren Varianten), vgl. [4], [5], [6], und die unter dem Namen RARE bekannte Sequenz (oft auch als Fast Spin- Echo oder Turbo Spin-Echo bezeichnet), vgl. [7]. Mit keiner dieser Sequenzen konnten bisher jedoch artefaktfreie, diffusi­ onsgewichtete Bilder beim Auftreten von Massivbewegungen des Objektes erhalten werden, es sei denn, man schloß gewisse Kom­ promisse, wie nachstehend dargelegt:
FLASH besteht aus einer Folge von Teilexperimenten mit kurzer Repetitionszeit TR << T1, jeweils enthaltend eine Anregung mit Flipwinkel < 90° und anschließende Echoerzeugung durch Polari­ tätsumkehr des Lesegradienten. Hier besteht kaum Gelegenheit, eine wirksame Diffusionsgewichtung zwischen der Anregung und der Echo-Akquisition einzufügen, da in diesem Fall die Echo­ zeit TE zu lange würde, weit länger als T2*, so daß Inhomoge­ nitäten des B₀-Feldes zu deutlichen Artefakten führen würden.

Ein Weg zur Diffusionsgewichtung einer FLASH-Sequenz wäre eine vorbereitende Magnetisierung, die in Richtung der longitudina­ len Achse gehen müßte. Das heißt, bei Verwendung der klassi­ schen Stejskal-Tanner-Sequenz müßte die transversale Magneti­ sierung mittels eines 90°-HF-Impulses wieder in die longitudi­ nale Richtung zurückgetrieben werden ("Driven Equilibrium", an sich bekannt als DEFT-Sequenz, vgl. [8]). Da eventuelle Mas­ sivbewegungen des Objektes jedoch die Phase der Magnetisierung ändern, bevor der rücktreibende 90°-Impuls angelegt wird, ergibt sich ein direkter Signalverlust. Ein bekannter Lösungs­ versuch dieses Problems, vorgeschlagen in [9], besteht darin, in die DEFT-Sequenz kurz vor dem letzten 90°-Impuls einen dephasierenden Gradientenimpuls einzufügen und in die FLASH- Sequenz zwischen Anregung und Echo-Akquisition einen Gradien­ tenimpuls gleicher Impulsfläche (Zeitintegral über die Ampli­ tude) einzufügen. Dies führt zwar zu einer vollständigen Bewe­ gungs-Unabhängigkeit des MR-Signals, leider aber auch zu einer Reduzierung der Signalstärke (Meßempfindlichkeit) auf etwa die Hälfte.

Eine andere Möglichkeit zur Diffusionsgewichtung von FLASH ergibt die Verwendung einer Vorbereitungssequenz zum Erzeugen stimulierter Echos, einer sogenannten STEAM-Sequenz, wobei man statt des letzten 90°-Impulses einer Standard-STEAM-Sequenz die aufeinanderfolgenden FLASH-Teilexperente anfügt. Hier gibt es zwei bekannte Vorschläge zur Diffusionsgewichtung. Ein er­ ster Vorschlag (vgl. [10]) nutzt die Tatsache, daß die "Mischzeit" (mixing time) TM in einer STEAM-Sequenz durch T1 und nicht durch T2 begrenzt ist und es somit bei der Diffusions­ gewichtung möglich ist, den Wert Δ viel größer zu wählen als im Falle einer entsprechenden Spinecho-Sequenz. Somit können zur Erzielung des selben b-Wertes beide Größen G und δ gemäß der obigen Gl. (2) so weit verkleinert werden, daß der diffusi­ onsgewichtende Gradient ohne zu große Verlängerung der Echo­ zeit in die FLASH-Sequenz eingefügt werden kann. Ein zweiter Vorschlag (vgl. [11]) sieht vor, zwischen die ersten beiden 90°-Impulse der STEAM-Sequenz einen bipolaren Gradientenimpuls zur vollen Diffusionsgewichtung einzufügen und die FLASH- Sequenz selbst unmodifiziert zu lassen. Leider führt aber die Nutzung stimulierter Echos ebenfalls zu einem 50%-igen Verlust in der Signalstärke.

RARE ist eine schnelle Spinecho-Sequenz, bei welcher die nach einem 90°-Impuls angeregte, transversale Magnetisierung mehr­ fach durch eine Kette aufeinanderfolgender HF-Impulse refokus­ siert wird, um eine entsprechende Kette von Spinechos zu erzeugen. Eine solche Sequenz kann artefaktfreie Bilder nur dann liefern, wenn die Bedingung von Carr-Purcell-Meiboom-Gill (sogenannte CPMG-Bedingung) erfüllt ist, die eine exakte Pha­ senbeziehung zwischen der transversalen Magnetisierung und der Phase der refokussierenden HF-Impulse vorschreibt. Es ist also leicht einzusehen, daß ein diffusionsgewichtendes Vorberei­ tungs-Experiment Artefakte einführen kann. Wären diese refo­ kussierenden HF-Impulse reine 180°-Impulse, dann wäre es möglich, die Phase der Magnetisierung vor der Rekonstruktion des Bildes zu korrigieren. Dies ist jedoch unrealistisch für Echofolgen, bei denen mehr als nur wenige HF-Impulse benutzt werden, es sei denn, man trifft besondere zusätzliche Maß­ nahmen. Diffusionsgewichtete Bilder wurden für Echofolgen mit bis zu 16 refokussierenden HF-Impulsen erhalten. Sind deren Flipwinkel kleiner als 180°, dann führen Interferenzen zwi­ schen der Gruppe der Echos gerader Parität und der Gruppe der Echos ungerader Parität zu Signalverlusten. Bekannte Vorschläge zur Lösung dieses Problems sehen vor, eine der beiden Gruppen zu eliminieren und so das Problem des Erfüllens CPMG- Bedingung zu beseitigen (vgl. [12], [13]) oder die beiden Gruppen getrennt zu akquirieren (vgl. [14]). Alles dies geht auf Kosten der Meßempfindlichkeit der Sequenz insgesamt, die um den Faktor 2 reduziert wird.

Es sind auch Methoden bekannt, um die unerwünschten Effekte von Massivbewegungen des Objektes zu korrigieren, so daß man sich nicht darauf zu beschränken muß, bewegungsunempfindliche Sequenzen zu verwenden oder bewegungsempfindliche Sequenzen durch besondere Maßnahmen bewegungsunempfindlich zu machen. Die wichtigste Korrigiermethode beinhaltet die Verwendung so­ genannter "Navigatorechos". Der Grundgedanke dieser Methode besteht darin, in Verbindung mit jedem diffusionsgewichtenden Experiment ein Navigatorexperiment einzufügen, wobei ein zu­ sätzliches Echo als besagtes Navigatorecho ohne Phasencodie­ rung zu akquiriert wird. Die im ausgelesenen Navigatorecho gemessene Phasenverschiebung wird dann zum Korrigieren der Phase in den Echos der eigentlichen Bildgebungssequenz verwen­ det. Dies genügt zur Kompensation translatorischer Bewegung; eine Rotation jedoch, die einen Phasengradienten parallel zur Richtung des Lesegradienten bewirkt, erfordert eine Phasenkor­ rektur erster Ordnung, und Phasengradienten, die orthogonal zur besagten Richtung sind, führen zu einem nicht korrigier­ baren Signalverlust. Deswegen wurde bisher empfohlen, die Korrektur mit Navigatorecho nur anzuwenden, wenn der diffusi­ onsgewichtende Gradient parallel zur Richtung des Phasenco­ diergradienten geht; dies ist jedoch eine unmögliche Ein­ schränkung für manche Bildgebungssequenzen.

Eine umfassendere Korrektur läßt sich realisieren, wenn man ein zweidimensionales Navigator-Experiment benutzt. Hierdurch wird es möglich, auch bewegungsbedingte Phasengradienten zu kompensieren, die in die Richtung des Phasencodiergradienten gehen. Die Korrektur erfolgt dadurch, daß die akquirierten Daten retrospektiv an die "korrekte" Position im K-Raum ge­ bracht werden, d. h. an diejenige Koordinate, die der Summe des durch Bewegung entstandenen Phasengradienten und des Phasen­ codiergradienten entspricht. Nach Umrechnung des Rasters im K- Raum auf eine äquidistante Matrix ("Regridding") kann die Bildrekonstruktion stattfinden. Allerdings gibt es dabei keine Garantie, daß das Nyquist-Theorem erfüllt wird, weil die Pha­ sengradienten für jede Kombination von Diffusionsgewichtung und Bewegung anders sein können. Die obige Gl. (6) definiert die Ebene, in welcher der durch Rotation erzeugte Phasengra­ dient liegen muß. Um Effekte der Rotation perfekt zu korrigie­ ren, ist es am besten, die Gesamtheit dieser Ebene abzutasten, z. B. mittels Spiralabtastung. Die Nutzung zweier, orthogonaler Navigator-Auslesungen genügt in vielen Fällen; wenn allerdings die Mitte des K-Raumes durch die Rotation an einen Ort weit von beiden Achsen geschoben wird, kann der dadurch entstehende Signalverlust die ganze Korrektur uneffektiv machen.

Wie vorstehend dargelegt, sind also bei vielen bekannten Methoden der Bewegungskorrektur bei diffusionsgewichteter MR- Bildgebung unwiederbringliche Signalverluste in Kauf zu nehmen. Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, für eine mit Navigator-Information arbeitende Bewegungskorrek­ tur in diffusionsgewichteter MR-Bildgebung eine Technik vor­ zusehen, bei welcher derartige Verluste weitgehend vermieden werden. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Patentanspruch 1 zusammengefaßten Verfahrensmerkmale gelöst.

Ausgangspunkt der Erfindung ist demnach ein Verfahren zum Ge­ winnen von Daten für eine Bilddarstellung, welche die räum­ liche Verteilung des Magnetresonanzverhaltens eines Objektes innerhalb eines ausgewählten Objektbereiches zeigt, der in einem stationären und möglichst homogenen, longitudinalen Ma­ gnetfeld angeordnet und einer Sequenz von HF-Impulsen und Magnetfeldgradienten-Impulsen in unterschiedlichen Raumrich­ tungen ausgesetzt wird, derart, daß eine Folge von ortsabhängig codierten Nutzechos der zum stationären Magnetfeld trans­ versalen Magnetisierung erscheint, die als Datensatz für die Rekonstruktion des darzustellenden Bildes akquiriert werden, wobei zwischen einem die transversale Magnetisierung anregen­ den HF-Impuls und dem Hervorrufen der Nutzechos eine Diffusi­ onsgewichtungs-Sequenz eingefügt wird, die zu einer von Diffu­ sionsvorgängen im ausgewählten Objektbereich abhängigen Dämp­ fung der transversalen Magnetisierung führt, und wobei aus dieser diffusionsgewichteten, transversalen Magnetisierung durch Echoerzeugung ein Navigatorsignal hervorgerufen wird, dessen Charakteristik als Information zur Korrektur von Bild­ artefakten verwendet wird, welche sich durch Bewegung des Ob­ jektes ergeben. Die Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß vor dem Hervorrufen der Nutzechos mindestens eine derjenigen Störgrößen in der Phasencharakteristik des Navigatorsignals, welche die besagten Bildartefakte verursachen würden, gemessen wird und daß das Ergebnis dieser Messung verwendet wird, um die Phasencharakteristik der transversalen Magnetisierung, aus welcher die Nutzechos hervorgerufen werden, zur Kompensation der gemessenen Größe zu ändern.

Die Erfindung bietet somit einen Weg, die durch Objektbewegun­ gen im Falle der Diffusionsgewichtung eingeführten Phasenände­ rungen "online" zu korrigieren, also nicht erst nach der Ak­ quisition der MR-Nutzsignale, welche die ortsaufgelöste Bil­ dinformation zum Einschreiben in den K-Raum enthalten. Die Nutzsignale sind also bereits bei ihrer Akquisition von den bewegungsbedingten Störkomponenten befreit, so daß es zur Unterdrückung bewegungsbedingter Bildartefakte keiner Manipu­ lation der Daten bei der Rekonstruktion des Bildes mehr be­ darf. Die mit einer solchen Manipulation verbundenen Nach­ teile, insbesondere die Gefahr einer Nichterfüllung des Nyquist-Theorems und der Aufwand eines zusätzlichen Umrech­ nungs-Algorithmus, entfallen somit.

Die Erfindung ermöglicht die Verwendung zahlreicher, verschiedener Arten von Bildgebungs-Sequenzen, auch derjenigen, die bisher wegen der zu befürchtenden Bewegungsartefakte einer Diffusionsgewichtung nicht zugänglich waren oder unter Kompro­ missen bewegungsunempfindlich gemacht werden mußten. Die Not­ wendigkeit solcher Kompromisse, insbesondere die Inkaufnahme eines 50%-igen Signalverlustes, entfällt nunmehr. Speziell im Falle einer diffusionsgewichteten RARE-Sequenz hat die erfin­ dungsgemäße Korrekturmethode noch den zusätzlichen Vorteil, daß trotz einer Massivbewegung des Objektes die CPMG-Bedingung für alle HF-Refokussierungsimpulse erfüllt werden kann. Eine Nichterfüllung dieser Bedingung führt bekanntlich zu einem irreversiblen Signalverlust, der durch nachträgliche Phasen­ korrektur nach der Akquisition nicht korrigiert werden kann.

Die wesentlichen Merkmale eines Gerätes zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens sind im Patentanspruch 17 aufge­ führt. Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind je­ weils in Unteransprüchen gekennzeichnet.

Zur näheren Erläuterung der Erfindung wird nachstehend zu­ nächst eine bevorzugte Ausführungsform anhand von Figuren der anhängenden Zeichnungen beschrieben. Diese Ausführungsform be­ inhaltet die Anwendung der erfindungsgemäßen Korrekturmethode bei einer diffusionsgewichteten MR-Bildgebung mit RARE-Sequenz und ist nur ein Beispiel, auf welches die Erfindung natürlich nicht beschränkt ist.

Fig. 1, 2 und 3 sind Zeitdiagramme verschiedener Formen von diffusionsgewichtenden Vorbereitungsexperimenten;

Fig. 4 zeigt schematisch und teilweise in Blockform den Auf­ bau eines Gerätes zur MR-Bildgebung mit Einrichtungen zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens;

Fig. 5 zeigt in einem Diagramm über einer gemeinsamen Zeit­ achse die Abfolge von HF- und Magnetfeldimpulsen und akquirierten Navigatorsignalen für eine diffusionsge­ wichtende Vorbereitungssequenz mit nachfolgenden Meß- und Korrekturvorgängen;

Fig. 6 zeigt in einem Diagramm über einer gemeinsamen Zeit­ achse die HF- und Magnetfeldimpulse und die MR-Signale einer diffusionsgewichtenden Vorbereitungssequenz, der Meß- und Korrektursequenz und einer RARE-Bildgebungs­ sequenz;

Fig. 7 zeigt zwei Schichtbilder des jeweils selben Objekt­ bereiches, aufgenommen mit und ohne erfindungsgemäße Korrektur;

Fig. 8 zeigt in einem Diagramm über einer gemeinsamen Zeit­ achse die HF- und Magnetfeldimpulse und die MR-Signale einer diffusionsgewichtenden Vorbereitungssequenz, der Meß- und Korrektursequenz und einer FLASH-Bildgebungs­ sequenz.

Es sei erwähnt, daß die dargestellten Zeitdiagramme nicht maßstäblich gezeichnet sind, d. h. weder die einzelnen Zeitab­ schnitte noch die Amplituden sind getreu ihren wirklichen gegenseitigen Größenverhältnissen gezeichnet.

Erfindungsgemäße Verfahren lassen sich mit einem MR-Gerät durchführen, wie es in stark vereinfachter Blockdarstellung in Fig. 4 gezeigt ist. Das dargestellte MR-Gerät enthält eine Meßstation 10, einen Stromversorgungsteil 20, einen Steuerteil 30 und einen Computer 40. Die Meßstation 10 kann, wie üblich, einen Magneten 11 zum Erzeugen eines konstanten, homogenen ("longitudinalen") B₀-Feldes enthalten, ferner drei Spulen­ sätze 12, 13, 14, die derart räumlich angeordnet und gewickelt sind, daß sie Magnetfelder erzeugen können, welche dem B₀-Feld drei Gradienten G_x, G_y und G_z aufprägen, von denen gewöhnlich einer (G_z) parallel zum B₀-Feld und die anderen beiden (G_x und G_y) senkrecht zum B₀-Feld und senkrecht zueinander gerichtet sind. Durch kombinierte, gleichzeitige Erregung ausgewählter Exemplare der Spulensätze 12, 13, 14 lassen sich resultierende Magnetfeldgradienten mit jeweils wählbarer Stärke und in beliebigen Raumrichtungen erzeugen.

In der Meßstation 10 ist außerdem eine Spulenanordnung 15 vor­ gesehen, der HF-Impulse zugeführt werden können, unter anderem die zur Anregung und zur Refokussierung transversaler Magneti­ sierung benötigten HF-Impulse. Diese HF-Spule 15 dient im all­ gemeinen auch zum Empfang der vom Objekt abgestrahlten MR- Signale. Der Stromversorgungsteil 20 enthält eine Stromversor­ gungseinheit 21 für den B₀-Magneten 11, eine Stromversorgungs­ einheit 22 für die Gradientenspulen 12, 13, 14 und einen Hoch­ frequenzgenerator 23, der die HF-Impulse für die Spule 15 liefert. Der Steuerteil 30 steuert die Dauer und Amplitude der den jeweiligen Gradientenspulen zugeführten Ströme sowie die Dauer, Amplitude, Frequenz, Phase und Hüllkurve der HF-Im­ pulse. Der Steuerteil 30 steuert ferner die Auslesung der von der HF-Spule 15 empfangenen MR-Signale zum Computer 40 in aus­ gewählten Zeitperioden und mit ausgewählter Abtastfrequenz, wie es mit der gezeigten Torschaltung 50 symbolisiert ist. Die ausgelesenen Abtastwerte werden digitalisiert und in einem den K-Raum bildenden Speicher gespeichert. Der zur Digitalisierung benötigte A/D-Wandler und der Speicher können im Computer 40 integriert sein.

MR-Anlagen dieser Art, soweit bis hierher beschrieben, sind bekannt und im Handel erhältlich, so daß sich eine weitere Erläuterung apparativer Details erübrigt. Neu und gemäß der vorliegenden Erfindung ausgebildet ist eine zusätzliche Kor­ rektur-Steuerstrecke 60, die vom Ausgang der Ausleseschaltung 50 zur Gradientenspulen-Versorgungseinheit 22 und zu einer Stromversorgungseinheit 22a für eine zusätzliche Spule 11a führt. Diese Spule 11a ist so angeordnet, daß sie bei Erregung ein homogenes Magnetfeld B_z erzeugt, das im untersuchten Ob­ jektbereich parallel zum B₀-Feld ist und eine über diesen Bereich gleichmäßige Feldstärke hat, um das B₀-Feld wahlweise (je nach Polarität) zu verstärken oder abzuschwächen.

Die zusätzliche Steuerstrecke 60 kann wahlweise eingeschaltet werden; sie empfängt ebenso wie der Computer 40 die von der Ausleseschaltung 50 gelieferten MR-Signale und dient zur er­ findungsgemäßen Korrektur bewegungsbedingter Phasenänderungen. Sie enthält im dargestellten Beispielsfall einen eigenen A/D- Wandler 61, einen Korrekturprozessor 62 und Treiber- bzw. Ansteuerschaltungen 63 für die Spulen-Versorgungseinheiten 22 und 22a. Die Steuerstrecke 60 kann durch gesonderte Hardware gebildet sein oder, ganz oder teilweise, im Steuerteil 30 integriert sein oder Teile des Computers 40 mitbenutzen.

Der Computer 40 gewinnt aus den in den K-Raum-Speicher ge­ schriebenen Daten durch mathematische Transformationen die Pixelmatrix für die Bildwiedergabe. Der Steuerteil 30 zur Bemessung der Zeit-, Frequenz-, Phasen- und Amplitudenparame­ ter für die HF-Impulse, zur Erzeugung der Ansteuersignale für die Magnetfeldgradienten bei den Vorbereitungs- und Bildge­ bungssequenzen und zur Aktivierung der Ausleseschaltung 50 wird jeweils so programmiert, daß die Vorgänge zur Datengewin­ nung entsprechend der jeweils ausgewählten Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Verfahrens ablaufen. Der Steuerteil 30 kann natürlich ebenfalls, ganz oder teilweise, im Computer 40 integriert sein.

Zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens wird das zu untersuchende Objekt in den von den Spulen 11, 11a, 12, 13, 14 umgebenen Raum gebracht, und die HF-Spule 15 wird so ange­ ordnet, daß der zu untersuchende Objektbereich in ihrem Ein­ flußbereich liegt. Dann werden nach einem ausgewählten Pro­ gramm, das in den Steuerteil 30 eingespeist worden ist, der HF-Generator 23, die Spulen-Versorgungseinheiten 22, 22a und die Ausleseschaltung 50 gesteuert, um die benötigten HF-, B_z- und Gradientenimpulse für ausgewählte Sequenzen anzulegen und die erscheinenden Echosignale auszulesen.

Bei dem in Fig. 5 gezeigten Beispiel wird als erstes, zum Zeitpunkt t₀, ein HF-Anregungsimpuls mit einem Flipwinkel von 90° erzeugt, um transversale Magnetisierung der Spins in einem ausgewählten Bereich des Objektes anzuregen. Hierauf folgt die Diffusionsgewichtung. Im dargestellten Fall ist als Diffusi­ onsgewichtungs-Sequenz das in Fig. 2 gezeigte Experiment ge­ wählt, also mit bipolarer Diffusionsgradienten-Steuerung und Doppel-Spinecho, um die Auswirkungen von Wirbelströmen zu minimieren, wie an sich bekannt (siehe [15]). Zunächst wird ein erster "Diffusionsgradienten"-Impuls in irgendeiner belie­ big gewünschten Raumrichtung angelegt, die allgemein als U- Richtung bezeichnet sei. Es folgt zu einem Zeitpunkt t₁ = t₀ + τ₁ ein 180°-HF-Impuls, dem dann ein zweiter Diffusionsgradienten- Impuls in U-Richtung folgt. In Anbetracht von Wirbelströmen ist es vorteilhaft, den ersten Diffusionsgradienten-Impuls möglichst weit vor diesem HF-Impuls anzulegen, und den zweiten Diffusionsgradienten-Impuls unmittelbar nach diesem HF- Impuls. Zu einem Zeitpunkt t₄ = t₀ + 2τ₁ erscheint das Maximum eines ersten Spinechos (nicht gezeigt). Nach einem weiteren Intervall der Länge τ₂ < τ₁, gemessen ab t₁, wird die gleiche Folge von Diffusionsgradienten-Impulsen und 180°-HF-Impuls wiederholt. Zu einem Zeitpunkt t₀ + 2τ₂ erscheint das Maximum eines zweiten Echosignals (nicht gezeigt) als Spinecho des ersten Spinechos.

Jede Diffusionsgewichtungs-Sequenz bewirkt, daß die angeregte, transversale Magnetisierung eine erwünschte, von der Diffusi­ onskonstanten D abhängige Dämpfung gemäß der obigen Gl. (1) erfährt, leider aber auch unerwünschte, bewegungsabhängige Phasenänderungen, die sich zusammensetzen kann aus einer durch Translation verursachten Phasenverschiebung und einem durch Rotation verursachten Phasengradienten. Bei dem in Fig. 5 gezeigten Beispiel ist die Phasenverschiebung durch die obige Gl. (5) und der Phasengradient durch die obige Gl. (6) beschrie­ ben. Sowohl die erwünschte Dämpfung als auch die unerwünschten Phasenänderungen manifestieren sich im genannten, zweiten Spin­ echo.

Die vorgenannten, unerwünschten Phasenänderungen (Phasenver­ schiebung und Phasengradient) der transversalen Magnetisierung sind die Störgrößen, welche die bewegungsbedingten Artefakte in einem Bild verursachen können, dessen Daten mittels einer anschließenden Bildgebungssequenz akquiriert werden. Bei man­ chen Bildgebungssequenzen, wie z. B. RARE, bewirkt die Phasenver­ schiebung weit stärkere Artefakte als der Phasengradient, des­ sen Einfluß unter Umständen so gering sein kann, daß er nicht korrigiert zu werden braucht. Die Fig. 5 veranschaulicht jedoch Maßnahmen zur Kompensation sowohl der Phasenverschie­ bung als auch des Phasengradienten.

Gemäß der obigen Gl. (6) verursacht eine Rotationsbewegung des Objektes einen Phasengradienten in der zur U-Richtung (Raum­ richtung des Diffusionsgradienten) senkrechten Ebene, die im folgenden als "Korrekturebene" bezeichnet wird. Deswegen wer­ den der Betrag und die Richtung des Phasengradienten in dieser Korrekturebene ermittelt, und zur Kompensation wird ein ent­ sprechend dimensionierter Magnetfeldgradient in Gegenrichtung angelegt. Betrag und Richtung des zu kompensierenden Phasen­ gradienten sind in dem K-Raum, welcher der Korrekturebene zugeordnet ist, erkennbar durch den Vektor der Verschiebung der maximalen Signalintensität. Dieser Verschiebungsvektor läßt sich ermitteln durch Abtastung des besagten K-Raumes. In den meisten praktischen Fällen genügt es, auf nur zwei senk­ recht zueinander liegenden und durch den Ursprung gehenden Achsen abzutasten. Bei dem in Fig. 5 veranschaulichten Bei­ spiel wird hierzu folgendermaßen vorgegangen:
In der zur U-Richtung senkrechten Korrekturebene wird ein zweidimensionales, cartesisches Koordinatensystem definiert, dessen Achsenrichtungen mit V und W bezeichnet seien. Die in diese Richtungen gehenden Komponenten des Phasengradienten (V- Komponente und W-Komponente) werden getrennt voneinander ge­ messen.

Zur Messung der V- und W-Komponenten des Phasengradienten werden während des zweiten Spinechos der Vorbereitungssequenz hintereinander, zu Zeitpunkten t₃ und t₅ kurz vor und nach t₄, zwei Gradientenechos N₁ und N₂ erzeugt, das erste durch Anle­ gen und anschließende Polaritätsumkehr eines Magnetfeldgradi­ enten in V-Richtung (G_V-Gradient). Das durch diese Gradienten­ umschaltung refokussierte Echo N₁ ist in V-Richtung ortsabhän­ gig frequenzcodiert. Das zweite Gradientenecho N₂ wird erzeugt durch Anlegen und anschließende Polaritätsumkehr eines Magnet­ feldgradienten in W-Richtung (G_W-Gradient) und ist in W-Rich­ tung ortsabhängig frequenzcodiert. Beide Magnetfeldgradienten werden vor ihrer Abschaltung noch einmal umgekehrt, um ihr Zeitintegral jeweils auf null zu bringen.

Die beiden Gradientenechos N₁ und N₂ werden als "Navigator­ echos" durch entsprechende Tastung der Ausleseschaltung 50 an dem in Fig. 4 dargestellten MR-Gerät ausgelesen und von der Korrektur-Steuerstrecke 60 empfangen, die zu dieser Zeit ein­ geschaltet ist. Nach Digitalisierung der Echosignale im A/D- Wandler 61 werden im Korrekturprozessor 62 die Amplitude und die Polarität des Phasengradienten in jedem der beiden Echos ermittelt, um somit die V-Komponente und die W-Komponente des Phasengradienten der transversalen Magnetisierung zu erhalten. Der Phasengradient ist proportional zur Zeitverschiebung Δt des Echos, die sich z. B. feststellen läßt durch Messung der Zeitdifferenz zwischen dem tatsächlichen Echomaximum und einem Referenzzeitpunkt t_ref, zu welchem das Echomaximum bei fehlen­ dem Phasengradienten erscheinen würde.

Aus der ermittelten V-Komponente des Phasengradienten wird be­ rechnet, wie groß das Zeitintegral (Amplitude über die Dauer) eines in V-Richtung anzulegenden Magnetfeldgradienten-Impulses sein muß, um diese V-Komponente zu kompensieren. Aus der er­ mittelten W-Komponente des Phasengradienten wird in ähnlicher Weise berechnet, wie groß das Zeitintegral eines in W-Richtung anzulegenden Magnetfeldgradienten-Impulses sein muß, um diese W-Komponente zu kompensieren. Die Berechnung der Zeitintegrale für die korrigierenden Magnetfeldgradienten-Impulse kann er­ folgen nach der Formel:

∫G_corrdt = -Δt.G_nav Gl. (7),

wobei G_nav die Amplitude des Magnetfeldgradienten während des betreffenden Navigatorechos N₁ bzw. N₂ ist. Die Ansteuerschal­ tung 63 wird dann veranlaßt, die Versorgungseinheit 22 so anzusteuern, daß die Gradientenspulen 12, 13 und 14 die ent­ sprechenden, korrigierenden Magnetfeldgradienten-Impulse C₁ und C₂ in der V-Richtung bzw. W-Richtung zu einem Zeitpunkt t₆ erzeugen. Die Folge ist, daß die V- und W-Komponente des durch Rotationsbewegung des Objektes verursachten Phasengradienten der transversalen Magnetisierung, also die V- und W-Komponen­ ten der Phasenänderung "erster" Ordnung, verschwinden.

Zur Korrektur der durch Translation des Objektes verursachten Phasenverschiebung, also zur Phasenkorrektur "nullter" Ord­ nung, muß die Phase aller Spins gleichmäßig um das notwendige Maß verändert werden. Hierzu gibt es verschiedene Möglichkei­ ten. Eine erste, erfindungsgemäße Methode besteht darin, das B₀-Feld vorübergehend zu verstärken oder abzuschwächen, je nach Richtung und Betrag der zu korrigierenden Phasenverschie­ bung. Hierzu kann, vorzugsweise ebenfalls zum Zeitpunkt t₆, mittels der B_z-Spule 11a, gesteuert durch die zugehörige Versorgungseinheit 22a, ein entsprechend dimensionierter Magnetfeldimpuls C₀ angelegt werden, dessen Zeitintegral (Amplitude der Feldstärke B über die Dauer) ebenfalls im Korrekturprozessor 62 aus einem der Navigatorechos berechnet werden kann, und zwar nach der Formel:

wobei ΔΦ die Phasenverschiebung des betreffenden Navigatorechos gegenüber einer Referenzphase Φ_ref ist, die das Echo ohne Diffusionsgewichtung hätte.

Eine zweite, erfindungsgemäße Methode der Phasenkorrektur null­ ter Ordnung besteht darin, die Phase bestimmter HF-Impulse bei oder vor der Bildgebungssequenz zu ändern. Falls diese Sequenz mit HF-Refokussierung arbeitet (wie z. B. eine RARE-Sequenz), kann die Phasenkorrektur nullter Ordnung erreicht werden durch Änderung der Phase der refokussierenden HF-Impulse um ΔΦ + π oder ΔΦ - π.

Der Referenzzeitpunkt t_ref für die Messung von Δt und die Referenzphase Φ_ref zur Messung von ΔΦ können rechnerisch oder experimentell bestimmt werden. Eine Bestimmung des Referenz­ zeitpunktes t_ref kann z. B. erfolgen durch Detektion oder Berechnung des Zeitpunktes, zu welchem das laufende Zeit­ integral über die alternierende Gradienten-Impulsfolge, die das Navigator-Gradientenecho hervorruft, erstmalig auf null zurückgeht. Eine Bestimmung der Referenzphase kann erfolgen durch feste Eichung des MR-Gerätes, so daß die Phase des Spinechos (Zeitpunkt t₄) immer berechenbar ist. Diese Phase entspricht auch der Phase, welche die Navigatorechos haben, wenn keine translatorische Bewegung vorhanden ist, und stellt somit die Referenzphase dar.

Eine rein experimentelle Bestimmung der Referenzgrößen t_ref und Φ_ref kann anhand eines gesonderten Referenz-Vorexperimentes erfolgen, bei welchem die Navigatorechos in gleicher Weise wie beim Nutzexperiment erzeugt werden, allerdings ohne Diffusi­ onsgradient oder mit vernachlässigbar schwachem Diffusionsgra­ dienten. Hierbei werden der Zeitpunkt des Maximums und die Istphase des jeweiligen Navigatorechos als Größen t_ref bzw. Φ_ref gemessen und gespeichert, um beim anschließenden Nutzexpe­ riment die Zeitverschiebung Δt und die Phasenverschiebung ΔΦ in den diffusionsgewichteten Navigatorechos zu bestimmen. Das Referenz-Vorexperiment kann mit oder ohne Bildgebungssequenz durchgeführt und gewünschtenfalls mehrfach wiederholt werden, um die einzelnen Ergebnisse zu mitteln.

Wenn das Schema der Diffusionsgewichtung keine eindeutige Richtung hat, wie etwa bei Schemen, welche die Spur des Diffu­ sionstensors in einem einzigen Experiment messen, kann es not­ wendig werden, einen dreidimensionalen K-Raum mit dem Naviga­ tor abzutasten. Hierzu müssen ein drittes Navigatorecho N₃ mit Frequenzcodierung in U-Richtung und ein daraus abgeleiteter Korrektur-Magnetfeldgradientenimpuls C₃ in dieser Richtung er­ zeugt werden, wie gestrichelt in Fig. 5 angedeutet.

Die Fig. 6 zeigt als ein Beispiel eine Kombination der in Fig. 5 dargestellten Abfolge von Diffusionsgewichtung, Navigator- Erzeugung und Bewegungskorrektur mit einer RARE-Bildgebungs­ sequenz. In der Fig. 6 geben die mit G_S, G_R und G_P bezeich­ neten Zeilen die Magnetfeldgradienten in den Richtungen der Objektabtastung der Bildgebungssequenz an, also die Gradienten in der Schichtrichtung (S-Richtung), der Leserichtung (R-Rich­ tung) und der Phasencodierungsrichtung (P-Richtung).

Gemäß der Fig. 6 wird der 90°-HF-Anregungsimpuls zum Zeitpunkt t₀ als schichtselektiver Impuls angelegt, unter Anwesenheit eines G_S-Gradienten als Schichtgradient, so daß transversale Magnetisierung nur innerhalb einer dünnen Schicht angeregt wird, deren Ebene senkrecht zur S-Richtung liegt. Nach Beendi­ gung des HF-Anregungsimpulses wird die Polarität des Schicht­ gradienten vor dessen Abschaltung vorübergehend umgekehrt, um die durch den Gradienten bewirkte Defokussierung der Spins rückgängig zu machen.

Es folgt dann die Diffusionsgewichtung, Navigator-Erzeugung und Bewegungskorrektur, wie es oben anhand der Fig. 5 be­ schrieben wurde, nur daß auch die beiden 180°-HF-Impulse der Diffusionsgewichtungs-Sequenz als schichtselektive Impulse jeweils unter Anwesenheit eines G_S-Gradienten angelegt werden.

Ferner ist im dargestellten Beispielsfall die Richtung der Diffusionsgradienten (U-Richtung in Fig. 5) gleich der S-Rich­ tung der Objektabtastung in der Bildgebungssequenz, so daß die Artefakt verursachenden V- und W-Komponenten des Phasengra­ dienten genau in der Bildebene liegen, also als Komponenten in der R-Richtung und in der P-Richtung behandelt werden können. Demgemäß werden im Falle der Fig. 5 die Navigatorechos N₁ und N₂ in R- bzw. P-Richtung codiert, und die korrigierenden Magnetfeldgradienten-Impulse C₁ und C₂ werden in R- bzw. P- Richtung angelegt.

Anschließend folgt, nach Abschalten der Korrektur-Steuer­ strecke 60 und Wiedereinschalten der Magnetfeldgradienten- Steuerung in der Steuereinheit 30, die eigentliche Bildge­ bungssequenz, beim vorliegenden Beispiel eine RARE-Sequenz mit N aufeinanderfolgenden, periodischen Zyklen. Vor dem ersten Zyklus der RARE-Sequenz wird zum Zeitpunkt t₇ noch ein soge­ nannter "Read-Dephase"-Magnetfeldgradientenimpuls in R-Rich­ tung angelegt, der dafür sorgt, daß die Nutzechos E der RARE- Sequenz mittig in die jeweiligen Akquisitionsfenster fallen. Jeder der RARE-Zyklen beginnt in der üblichen Weise mit einem schichtselektiven HF-Refokussierungsimpuls, gefolgt von einem phasencodierenden Magnetfeldgradienten-Impuls in P-Richtung, anschließender Detektion des refokussierten Spinechos in Anwe­ senheit eines in R-Richtung gehenden Lesegradientenimpulses, gefolgt von einem, die Phasencodierung rückgängig machenden Rewinder-Gradientenimpuls in P-Richtung. Die Amplitude der Phasencodier- und Rewinder-Impulse wird von Zyklus zu Zyklus geändert, um die verschiedenen Zeilen des K-Raumes zu füllen, aus denen das Bild rekonstruiert wird. Alle diese Vorgänge laufen in herkömmlicher Weise über den Computer 40 und den Steuerteil 30 des in Fig. 4 gezeigten MR-Gerätes.

Mit der vorstehend anhand der Fig. 6 beschriebenen Gesamt­ sequenz wurden verschiedene Experimente in vivo am gesunden, menschlichen Hirn durchgeführt. Als MR-Gerät wurde das Modell "3T/100 Medspec" der Firma Bruker verwendet, das Magnetfeld­ gradienten von 45 mT/m innerhalb 320 µs schalten kann. Zur HF- Anregung und Messung wurde am Sender/Empfänger 15 ein Vogelkä­ fig-Resonator mit 280 mm Durchmesser benutzt. Die Aufnahmen wurden in Zeitbezug zu einem gleichzeitig aufgenommenen EKG getriggert.

Für die Korrektur-Steuerstrecke 60 (Fig. 4) wurde eine geson­ derte Platine zur Echtzeit-Datenmessung und -Verarbeitung mit eigenem A/D-Wandler 61 unter Regie eines Personalcomputers verwendet, der den Korrekturprozessor 62 bildete. In der An­ steuerschaltung 63 wurde ein 16-Bit-D/A-Wandler benutzt.

Die diffusionsgewichtende Vorbereitungssequenz wurde mit einer Gesamt-Echozeit 2τ₂ von 92 ms durchgeführt und die Diffu­ sionsgewichtung auf einen b-Wert von 804 s/mm² festgelegt. Zu­ vor wurde in einem mehrfach wiederholten Referenz-Vorexperi­ ment ein Datensatz mit vernachlässigbarer Diffusionsgewichtung akquiriert, und die so erhaltenen Navigatorechos wurden gemit­ telt, um Durchschnittswerte für die Phase und die Zeit des Echomaximums zu liefern, als Referenzgrößen für die Berechnung der Korrektur.

Die Abtastung der Echodaten an der Korrektur-Steuerstrecke er­ folgte mit einer Frequenz von 104 KHz und einer Auflösung von 14 Bit. Die Position des jeweiligen Echomaximums wurde mittels quadratischer Dreipunkt-Interpolation bestimmt. Phasenver­ schiebungen und -gradienten in den diffusionsgewichteten Navi­ gatorechos wurden in Bezug auf die erwähnte Referenz gemessen. Das erste Navigatorecho wurde zur Berechnung der Korrektur nullter Ordnung verwendet, und die Stärke der gemessenen Pha­ sengradienten in beiden Navigatorechos wurde zur Berechnung der Amplitude der beiden korrigierenden Magnetfeldgradienten- Impulse in R- und P-Richtung verwendet.

Vorzugsweise, wie in den hier berichteten Fällen geschehen, werden die erhaltenen Navigatorechos nur dann tatsächlich zur Korrektur herangezogen, wenn ihre Amplitude ein gewisses Min­ destmaß über dem Rauschpegel liegt (in den berichteten Fällen um mehr als das 10-fache). Bei EKG-basierter Triggerung ist dies normalerweise zu erwarten.

Mit der beschriebenen Konfiguration ist es möglich, innerhalb von 800 µs die Navigatorechos zu digitalisieren und die korri­ gierenden Magnetfeldimpulse zu berechnen und abzugeben. Als B_z-Spule 11a (Fig. 4) wurde die im benutzten MR-Gerät ohnehin vorhandene Wirbelstrom-Korrekturspule verwendet. Es wurde dar­ auf geachtet, daß die Abgabe der Korrekturimpulse nicht mit irgendeinem der Magnetfeldgradienten-Impulse zusammenfiel, die in der eigentlichen Bildgebungssequenz verwendet wurden. Im Prinzip können die Korrekturimpulse aber auch den jeweils ersten Magnetfeldgradienten-Impulsen der Bildgebungssequenz aufaddiert werden. Die Dauer aller Korrekturimpulse wurde auf 1 ms festgelegt; somit betrug die Gesamtzeit für Messung und Korrektur weniger als 2 ms. Die Gesamtzeit für die Erzeugung der beiden Navigatorechos, einschließlich der hierbei verwen­ deten, refokussierenden und defokussierenden Gradientenimpulse, betrug 5,6 ms.

Die anschließende RARE-Bildgebungssequenz wurde vorzugsweise unter Verwendung von Gauß'schen HF-Refokussierungsimpulsen mit Flipwinkel von 120° durchgeführt. Dies gestattet kürzere Repe­ titionszeiten ohne Gefahr zu hoher Leistungseinkoppelung in das Objekt, so daß innerhalb der Sequenz mehr Echos akquiriert werden können. Die Schichtdicke wurde auf 5 mm bemessen, und die Echodaten der RARE-Sequenz wurden mittels des geräte­ eigenen Computers 40 mit einer Akquisitionsbandbreite von 25 KHz gelesen und in den K-Raum in Form einer 256 × 256-Matrix geschrieben. Der RARE-Faktor (Anzahl der Echos pro Anregung) betrug 16; die Echozeit der RARE-Sequenz betrug 18,8 ms.

Die Fig. 7 zeigt links eine MR-Aufnahme einer Schicht des gesunden Gehirns unter Anwendung der diffusionsgewichteten und bewegungskorrigierten RARE-Sequenz mit den vorstehend be­ schriebenen Geräte- und Sequenzparametern, wobei die Trigge­ rung 400 ms nach Erfassung der R-Welle des EKG erfolgte. Das rechte Bild zeigt zum Vergleich eine Aufnahme des selben Objektbereichs, aufgenommen mit den selben Parametern wie im Falle des linken Bildes, einschließlich der EKG-basierten Triggerung, jedoch mit ausgeschalteter Bewegungskorrektur. Die dort erscheinenden Bewegungsartefakte sind ersichtlich gravie­ rend. Demgegenüber ist das linke Bild praktisch artefaktfrei; es zeigt deutlich zwei Anteile des Balkens, das Splenium und die Forceps Major als hyperintense Struktur an der Mittel­ linie. Des weiteren sind Teile der Basalganglien (insbesondere der Kopfanteil des Nucleus caudatus) beidseits als hypointense Strukturen erkennbar. Die Capsula interna ist in allen Antei­ len (vorderer und hinterer Schenkel sowie Kniebereich) gut identifizierbar, ebenso der Thalamus.

Neben dem vorstehend anhand der Fig. 6 beschriebenen Ausfüh­ rungsbeispiel sind natürlich auch andere Ausführungsformen oder Abwandlungen im Rahmen des Erfindungsgedankens möglich. Was die Gestaltung der diffusionsgewichtenden Vorbereitungs­ sequenz betrifft, so können auch beliebige, andere Varianten angewendet werden, z. B. der Standardtyp des Stejskal-Tanner- Experimentes gemäß [1], wie in Fig. 1 gezeigt, oder die Ver­ sion mit Erzeugung eines diffusionsgewichteten, stimulierten Echos statt eines Spinechos, wie in Fig. 3 gezeigt.

Fällt die Richtung der Diffusionsgradienten nicht mit der S- Richtung der Bildgebungssequenz zusammen, sondern liegt ir­ gendwie schräg dazu, dann können diese Gradienten natürlich Komponenten auch in der R- und der P-Richtung der Objektab­ tastung haben. In solchen Fällen deckt sich die zur Richtung des Diffusionsgradienten senkrechte Ebene natürlich nicht mit der R-P-Bildebene. Dennoch kann es in manchen Fällen ausrei­ chend sein, Korrektur-Magnetfeldgradienten nur in den Richtungen dieser Ebene anzulegen. Bessere Ergebnisse werden aber in jedem Fall erzielt, wenn man die Richtungen der Frequenz­ codierung der Navigatorechos und die Richtungen der Korrektur- Magnetfeldgradienten in genau die Ebene senkrecht zur Richtung des Diffusionsgradienten legt. In diesem Fall können die fre­ quenzcodierenden Gradienten und die Korrekturgradienten jeweils Komponenten in S-, R- und P-Richtung haben.

Als Navigatorechos können statt der in Fig. 6 dargestellten Gradientenechos auch Spinechos oder stimulierte Echos akqui­ riert werden. Sofern ein Navigatorecho nur zum Berechnen der Phasenkorrektur nullter Ordnung herangezogen wird, braucht es natürlich keine Frequenzcodierung.

Wie bereits angedeutet, ist die Erfindung auch nicht auf RARE- Bildgebungssequenzen beschränkt. So läßt sich die erfindungs­ gemäße Online-Korrektur beispielsweise auch anwenden in Verbindung mit beliebigen, anderen Spinecho-Bildgebungssequen­ zen, die mit HF-Refokussierungen nach der HF-Anregung arbei­ ten, wie z. B. GRASE, vgl. [16], oder Spinecho-EPI, vgl. [17]. Die Phasenkorrektur nullter Ordnung kann, wie gesagt, durch Pha­ senänderung der Refokussierungsimpulse um ΔΦ ± π bewirkt wer­ den.

Ebensogut anwendbar ist die Erfindung aber auch in Verbindung mit Bildgebungssequenzen, die mit neuen HF-Anregungsimpulsen nach der Diffusionsgewichtung beginnen, wie z. B. die bereits erwähnten Sequenzen FLASH und STEAM. Hier ist jedoch zum Zeit­ punkt eines letzten Spinechos vor Beginn der Bildgebungsse­ quenz ein DEFT-Impuls mit einem Flipwinkel von 90° einzufüh­ ren, der die transversale Magnetisierung auf die longitudinale Achse dreht. Zur Phasenkorrektur nullter Ordnung braucht nur dieser 90°-DEFT-Impuls eine Phasenänderung von ΔΦ zu erfahren.

Die Fig. 8 zeigt als Beispiel eine FLASH-Bildgebungssequenz, bestehend aus N Teilexperimenten (rechts in der Figur) mit jeweils einem schichtselektiven HF-Anregungsimpuls α < 90°, einem Schichtgradienten in S-Richtung mit refokussierender Polaritätsumkehr, gefolgt von einem Phasencodiergradienten in P-Richtung, der von Teilexperiment zu Teilexperiment geändert wird, und einem Lesegradienten in R-Richtung, dessen Polari­ tätsumkehr ein Gradientenecho als Nutzecho E hervorruft.

Die Diffusionsgewichtung erfolgt beim Beispiel nach Fig. 8 mittels des Stejskal-Tanner-Experimentes gemäß Fig. 1, wobei die Diffusionsgradienten wie im Falle der Fig. 6 in S-Richtung angelegt werden. Dem zum Zeitpunkt t₀ angelegten 90°-Anre­ gungsimpuls folgt nach der Zeitspanne τ₁ der 180°-Refokussie­ rungsimpuls, so daß zum Zeitpunkt t_e = t₀ + 2τ₂ die Mitte des Spinechos erscheint, wo der 90°-DEFT-Impuls so angelegt wird, daß er die transversale Magnetisierung aus der X-Y-Ebene zurück zur longitudinalen Z-Achse treibt. Die hierzu notwen­ dige Phase des DEFT-Impulses hängt in bekannter Weise von den Phasen der vorhergehenden HF-Impulse ab; ein mögliches Phasen­ schema (+ x, + y, - x) ist in Fig. 8 eingetragen. Während des ansteigenden Astes des Spinechos, möglichst kurz vor t_e, werden die beiden Navigatorechos N₁ und N₂ als Gradientenechos mit Frequenzcodierung in R- bzw. P-Richtung erzeugt, ähnlich wie im Falle der Fig. 6. Aus diesen Navigatorechos können dann die den Phasengradienten kompensierenden Magnetfeldgradienten- Impulse C₁ und C₂ in R- bzw. P-Richtung zur Phasenkorrektur erster Ordnung und der B_z-Magnetfeldimpuls C₀ zur Phasenkor­ rektur nullter Ordnung in gleicher Weise ermittelt und ange­ legt werden, wie es oben anhand der Fig. 5 und 6 beschrie­ ben wurde. Wie gesagt, kann die Korrektur nullter Ordnung alternativ auch durch Phasenänderung des DEFT-Impulses um ΔΦ erfolgen.

Bei den vorstehend anhand der Fig. 5, 6 und 8 beschriebenen Beispielen erfolgt die Ermittlung des zu korrigierenden Pha­ sengradienten durch Abtastung der jeweiligen Korrekturebene im K-Raum auf nur zwei senkrechten Achsen (V und W im Falle der Fig. 5; R und P in den Fällen der Fig. 6 und 8). Dies kann unter Umständen unzureichend sein. Insbesondere, wenn bei größeren Phasengradienten die Orientierung dieses Gradienten nicht mit einer der beiden Achsen koinzident ist, kann die Intensität eines der Navigatorechos zu gering sein, um eine Korrektur abzuleiten. In solchen Fällen ist es besser, den K- Raum flächig abzutasten, vorzugsweise durch ein spiraliges Navigator-Abtastschema, wie aus [19] an sich bekannt. Aus der Verschiebung, welche die maximale Signalintensität im K-Raum gegenüber dem Koordinaten-Ursprung hat, lassen sich Richtung und Betrag des Phasengradienten in jedem Fall genau ermitteln, um den anzulegenden Korrektur-Magnetfeldgradienten korrekt zu bemessen. Für die Abtastung kann auch ein beliebiges, anderes Abtastschema verwendet werden.

Das Prinzip der erfindungsgemäßen "Online"-Korrektur ist nicht auf Abtastmethoden beschränkt, bei denen die Ortsselektion in­ nerhalb einer zweidimensionalen Bildebene durch kombinierte Frequenz- und Phasencodierung in zwei festen Raumrichtungen erfolgt und die Bildrekonstruktion durch zweidimensionale Fourier-Transformation des K-Raumes geschieht (2D - FT). Die Erfindung ist ebensogut anwendbar bei der weiter oben bereits erwähnten, aus [18] an sich bekannten Spiralabtastung oder auch bei der "Projection Reconstruction" (PR), bei welcher keine Phasencodierung sondern ein von Teilexperiment zu Teilexperiment schrittweise gedrehter Lesegradient verwendet wird.

Generell kann die Erfindung realisiert werden an praktisch jedem Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren, bei welchem die im abzubildenden Objekt angeregte transversale Magnetisierung vor dem Hervorrufen der für die Rekonstruktion eines Bildes ver­ wendeten Nutzechos diffusionsgewichtet wird. Zusammenfassend gesagt, besteht das Prinzip der Erfindung darin, die störenden Phasenänderungen, die in der diffusionsgewichteten, transver­ salen Magnetisierung infolge von Objektbewegung auftreten und zu Artefakten im rekonstruierten Bild führen, durch Analyse eines Navigatorsignals zu messen, das vor dem Hervorrufen der Nutzechos erzeugt wird, und das Ergebnis dieser Messung zu verwenden, um die Phasencharakteristik der transversalen Magnetisierung online durch korrigierenden Eingriff so zu ändern, daß die gemessenen Phasenänderungen kompensiert wer­ den.

Claims (32)

1. Verfahren zum Gewinnen von Daten für eine Bilddarstel­ lung, welche die räumliche Verteilung des Magnetresonanzver­ haltens eines Objektes innerhalb eines ausgewählten Objektbe­ reiches zeigt, der in einem stationären und möglichst homo­ genen,longitudinalen Magnetfeld angeordnet und einer Sequenz von HF-Impulsen und Magnetfeldgradienten-Impulsen in unter­ schiedlichen Raumrichtungen ausgesetzt wird, derart, daß eine Folge von ortsabhängig codierten Nutzechos (E) der zum statio­ nären Magnetfeld transversalen Magnetisierung erscheint, die als Datensatz für die Rekonstruktion des darzustellenden Bil­ des akquiriert werden,
wobei zwischen einem die transversale Magnetisierung anre­ genden HF-Impuls und dem Hervorrufen der Nutzechos (E) eine Diffusionsgewichtungs-Sequenz eingefügt wird, die zu einer von Diffusionsvorgängen im ausgewählten Objektbereich abhängigen Dämpfung der transversalen Magnetisierung führt, und
wobei aus dieser diffusionsgewichteten, transversalen Magnetisierung durch Echoerzeugung (N₁, N₂, N₃) ein Navigator­ signal hervorgerufen wird, dessen Charakteristik als Informa­ tion zur Korrektur von Bildartefakten verwendet wird, welche sich durch Bewegung des Objektes ergeben,
dadurch gekennzeichnet,
daß vor dem Hervorrufen der Nutzechos (E) mindestens eine derjenigen Störgrößen in der Phasencharakteristik des Naviga­ torsignals (N₁, N₂, N₃), welche die besagten Bildartefakte verursachen würden, gemessen wird, und
daß das Ergebnis dieser Messung verwendet wird, um die Phasencharakteristik der transversalen Magnetisierung, aus welcher die Nutzechos hervorgerufen werden, zur Kompensation der gemessenen Größe zu ändern.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß als Störgröße die Phasenverschiebung nullter Ordnung im Navigatorsignal (z. B. in N₁) bezüglich einer Referenzphase gemessen wird, die sich bei fehlender oder vernachlässigbar schwacher Diffusionsgewichtung ergibt, und
daß ein zur Kompensation dieser Phasenverschiebung dimensionierter, homogener Magnetfeldimpuls (C₀) in Richtung des stationären, longitudinalen Magnetfeldes angelegt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß als Störgröße die Phasenverschiebung (ΔΦ) nullter Ordnung bezüglich einer Referenzphase gemessen wird, die sich bei fehlender oder vernachlässigbar schwacher Diffusions­ gewichtung ergibt, und
daß die Phase späterer HF-Impulse in einem die gemes­ sene Phasenverschiebung (ΔΦ) kompensierenden Maß geändert wird.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet,
daß die Nutzechos (E) unter Verwendung refokussierender HF-Impulse hervorgerufen werden, und
daß die Phase dieser HF-Refokussierungsimpulse jeweils um ΔΦ + π oder ΔΦ - π geändert wird.

5. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet,
daß die transversale Magnetisierung für die Nutzechos durch mindestens einen nach der Diffusionsgewichtung erzeugten HF-Anregungsimpuls neu angeregt wird und
daß vor der erstmaligen Neuanregung der transversalen Magnetisierung für die Nutzechos ein HF-Impuls mit einem Flip­ winkel von 90° angelegt wird, der die bisherige, transversale Magnetisierung in die longitudinale Richtung zurücktreibt (DEFT-Impuls) und dessen Phase um (ΔΦ) verschoben ist.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenzphase ermittelt wird durch Messung der Phase eines entsprechenden Navigatorsignals, das in mindestens einem vorangehenden Referenzexperiment mit vernachlässigbar schwacher oder ohne Diffusionsgewichtung erzeugt wird.

7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß als Störgröße der räumliche Gradient der Phase der transversalen Magnetisierung gemessen wird und
daß ein zur Kompensation dieses Phasengradienten dimensionierter Magnetfeldgradienten-Impuls (C₁, C₂, C₃) angelegt wird.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet,
daß als Navigatorsignal mindestens zwei Navigatorechos (N₁, N₂, N₃) erzeugt werden, deren jedes in einer genau diesem Echo zugewiesenen Raumrichtung ortsabhängig frequenzcodiert und detektiert wird,
daß aus jedem detektierten Navigatorecho (N₁, N₂, N₃) der in die jeweils zugewiesene Raumrichtung gehende Phasengra­ dient der transversalen Magnetisierung ermittelt wird und
daß in jeder der zugewiesenen Raumrichtungen jeweils ein Magnetfeldgradienten-Impuls (C₁, C₂, C₃) erzeugt wird, der den für diese Richtung ermittelten Phasengradienten der trans­ versalen Magnetisierung kompensiert.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß zwei der Navigatorechos (N₁, N₂) in unterschiedlichen und vorzugsweise zueinander senkrechten Raumrichtungen in derjeni­ gen Ebene frequenzcodiert werden, die senkrecht zur Richtung der zur Diffusionsgewichtung angelegten Magnetfeldgradienten ist.

10. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß zwei der Navigatorechos (N₁, N₂) in unterschiedlichen und vorzugsweise zueinander senkrechten Raumrichtungen in derjenigen Ebene frequenzcodiert werden, die der darzustellenden Bildebene entspricht.

11. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekenn­ zeichnet, daß ein drittes der Navigatorechos (N₃) in derjeni­ gen Raumrichtung frequenzcodiert wird, die senkrecht zur Ebene der Frequenzcodierungsrichtungen der beiden anderen Navigator­ echos (N₁, N₂) ist.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 11, dadurch gekennzeichnet,
daß zur Ermittlung des Phasengradienten die Zeitverschie­ bung (Δt) des Maximums des betreffenden Navigatorechos (N₁, N₂, N₃) gegenüber einem Referenzzeitpunkt gemessen wird, zu dem das Maximum bei fehlender oder vernachlässigbar schwacher Diffusionsgewichtung erscheinen würde, und
daß das Zeitintegral der Amplitude über die Dauer des den Phasengradienten kompensierenden Magnetfeldgradienten- Impulses (C₁, C₂, C₃) gleich -Δt.G_nav bemessen wird, wobei G_nav die Amplitude des das Navigatorecho frequenzcodierenden Magnetfeldgradienten ist.

13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß der Referenzzeitpunkt ermittelt wird durch Messung des Zeitpunktes des Maximums eines entsprechenden Navigatorechos, das in mindestens einem vorangehenden Referenzexperiment mit vernachlässigbar schwacher oder ohne Diffusionsgewichtung erzeugt wird.

14. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet,
daß das Navigatorsignal über die Fläche des K-Raumes einer Ebene abgetastet wird, die senkrecht zur Richtung der zur Diffusionsgewichtung angelegten Magnetfeldgradienten ist, und
daß Betrag und Richtung des Phasengradienten der transversalen Magnetisierung ermittelt werden aus der Verschiebung, welche der Ort der maximalen Signalintensität in diesem K-Raum gegenüber dem Koordinaten-Ursprung hat.

15. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet,
daß das Navigatorsignal über die Fläche des K-Raumes einer Ebene abgetastet wird, die der darzustellenden Bildebene ent­ spricht, und
daß Betrag und Richtung des Phasengradienten der transversalen Magnetisierung ermittelt werden aus der Ver­ schiebung, welche der Ort der maximalen Signalintensität in diesem K-Raum gegenüber dem Koordinaten-Ursprung hat.

16. Verfahren nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Abtastung über die Fläche des K-Raumes eine spiralige Abtastung ist.

17. Gerät zum Gewinnen von Daten für eine Bilddarstel­ lung, welche die räumliche Verteilung des Magnetresonanz- Verhaltens eines Objektes innerhalb eines ausgewählten Orts­ bereiches zeigt, mit
einer Einrichtung (11, 11a, 21, 22a) zum Erzeugen eines homogenen Magnetfeldes entlang einer longitudinalen Achse im zu untersuchenden Objektbereich,
einer Einrichtung (15, 23) zum Erzeugen von HF-Impulsen, die auf den Objektbereich einwirken,
Einrichtungen (12, 13, 14, 22) zum Erzeugen von Magnet­ feldgradienten in unterschiedlichen Raumrichtungen im Objekt­ bereich,
einer Einrichtung (50) zur Auslesung der vom Objektbereich ausgehenden Magnetresonanzsignale
und einer Steuereinrichtung (30, 40, 60), die bei ihrer Aktivierung die Erzeugung der HF-Impulse und der Magnetfeld­ gradienten und die Auslesung der Magnetresonanzsignale derart steuert, daß der Objektbereich einer Sequenz von HF- und Magnetfeldgradienten-Impulsen ausgesetzt wird, um eine Folge von ortsabhängig codierten Nutzechos (E) der zum stationären Magnetfeld transversalen Magnetisierung hervorzurufen, die den Datensatz für die Rekonstruktion des darzustellenden Bildes bilden, und um zwischen einem, die transversale Magnetisierung anregenden HF-Impuls und dem Hervorrufen der Nutzechos (E) eine Diffusionsgewichtungs-Sequenz einzufügen, die zu einer von Diffusionsvorgängen im ausgewählten Objektbereich abhän­ gigen Dämpfung der transversalen Magnetisierung führt, und um aus dieser diffusionsgewichteten, transversalen Magnetisierung durch Echoerzeugung (N₁, N₂, N₃) ein Navigatorsignal hervor­ zurufen, dessen Charakteristik Information zur Korrektur von Bildartefakten enthält, welche sich durch Bewegung des Objektes ergeben,
gekennzeichnet durch eine derartige Ausbil­ dung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Akti­ vierung
vor dem Hervorrufen der Nutzechos (E) mindestens eine der­ jenigen Störgrößen in der Phasencharakteristik des Naviga­ torsignals (N₁, N₂, N₃), welche die besagten Bildartefakte verursachen würden, gemessen wird
und die Phasencharakteristik der transversalen Magnetisie­ rung, aus welcher die Nutzechos hervorgerufen werden, zur Kompensation der jeweils gemessenen Störgröße geändert wird.

18. Gerät nach Anspruch 17, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
als Störgröße die Phasenverschiebung nullter Ordnung im Navigatorsignal (z. B. in N₁) bezüglich einer Referenzphase gemessen wird, die sich bei fehlender oder vernachlässigbar schwacher Diffusionsgewichtung ergibt,
und ein zur Kompensation dieser Phasenverschiebung dimen­ sionierter, homogener Magnetfeldimpuls (C₀) in Richtung des stationären, longitudinalen Magnetfeldes angelegt wird.

19. Gerät nach Anspruch 17, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
als Störgröße die Phasenverschiebung (ΔΦ) nullter Ordnung bezüglich einer Referenzphase gemessen wird, die sich bei fehlender oder vernachlässigbar schwacher Diffusionsgewich­ tung ergibt,
und die Phase späterer HF-Impulse in einem die gemessene Phasenverschiebung (ΔΦ) kompensierenden Maß geändert wird.

20. Gerät nach Anspruch 19, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
die Nutzechos (E) unter Verwendung refokussierender HF- Impulse hervorgerufen werden,
und die Phase dieser HF-Refokussierungsimpulse jeweils um ΔΦ + π oder ΔΦ - π geändert wird.

21. Gerät nach Anspruch 19, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
die transversale Magnetisierung für die Nutzechos durch mindestens einen nach der Diffusionsgewichtung erzeugten HF- Anregungsimpuls neu angeregt wird,
und vor der erstmaligen Neuanregung der transversalen Magnetisierung für die Nutzechos ein HF-Impuls mit einem Flipwinkel von 90° angelegt wird, der die bisherige, trans­ versale Magnetisierung in die longitudinale Richtung zurück­ treibt (DEFT-Impuls) und dessen Phase um (ΔΦ) verschoben ist.

22. Gerät nach einem der Ansprüche 18 bis 21, gekenn­ zeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung die Referenzphase ermittelt wird durch Messung der Phase eines entsprechenden Navigatorsignals, das in mindestens einem vorangehenden Referenzexperiment mit vernachlässigbar schwacher oder ohne Diffusionsgewichtung erzeugt wird.

23. Gerät nach einem der Ansprüche 17 bis 22, gekenn­ zeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
als Störgröße der räumliche Gradient der Phase der trans­ versalen Magnetisierung gemessen wird
und ein zur Kompensation dieses Phasengradienten dimensio­ nierter Magnetfeldgradienten-Impuls (C₁, C₂, C₃) angelegt wird.

24. Gerät nach Anspruch 23, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
als Navigatorsignal mindestens zwei Navigatorechos (N₁, N₂, N₃) erzeugt werden, deren jedes in einer genau diesem Echo zugewiesenen Raumrichtung ortsabhängig frequenzcodiert und detektiert wird
und aus jedem detektierten Navigatorecho (N₁, N₂, N₃) der in die jeweils zugewiesene Raumrichtung gehende Phasengra­ dient der transversalen Magnetisierung ermittelt wird
und in jeder der zugewiesenen Raumrichtungen jeweils ein Magnetfeldgradienten-Impuls (C₁, C₂, C₃) erzeugt wird, der den für diese Richtung ermittelten Phasengradienten der transversalen Magnetisierung kompensiert.

25. Gerät nach Anspruch 24, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung zwei der Navigatorechos (N₁, N₂) in unterschiedlichen und vorzugsweise zueinander senkrechten Raumrichtungen in derje­ nigen Ebene frequenzcodiert werden, die senkrecht zur Rich­ tung der zur Diffusionsgewichtung angelegten Magnetfeld­ gradienten ist.

26. Gerät nach Anspruch 24, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung zwei der Navigatorechos (N₁, N₂) in unterschiedlichen und vorzugsweise zueinander senkrechten Raumrichtungen in derje­ nigen Ebene frequenzcodiert werden, die der darzustellenden Bildebene entspricht.

27. Gerät nach Anspruch 25 oder 26, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung ein drittes der Navigatorechos (N₃) in derjenigen Raumrich­ tung frequenzcodiert wird, die senkrecht zur Ebene der Frequenzcodierungsrichtungen der beiden anderen Naviga­ torechos (N₁, N₂) ist.

28. Gerät nach Anspruch 24 bis 27, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
zur Ermittlung des Phasengradienten die Zeitverschiebung (Δt) des Maximums des betreffenden Navigatorechos (N₁, N₂, N₃) gegenüber einem Referenzzeitpunkt gemessen wird, zu dem das Maximum bei fehlender oder vernachlässigbar schwacher Diffu­ sionsgewichtung erscheinen würde,
und das Zeitintegral der Amplitude über die Dauer des den Phasengradienten kompensierenden Magnetfeldgradienten- Impulses (C₁, C₂, C₃) gleich -Δt.G_nav bemessen wird, wobei G_nav die Amplitude des das Navigatorecho frequenzcodierenden Magnetfeldgradienten ist.

29. Gerät nach Anspruch 28, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung der Referenzzeitpunkt ermittelt wird durch Messung des Zeitpunktes des Maximums eines entsprechenden Navigator­ echos, das in mindestens einem vorangehenden Referenzexperiment mit vernachlässigbar schwacher oder ohne Diffusions­ gewichtung erzeugt wird.

30. Gerät nach Anspruch 23, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
das Navigatorsignal über die Fläche des K-Raumes einer Ebene abgetastet wird, die senkrecht zur Richtung der zur Diffusionsgewichtung angelegten Magnetfeldgradienten ist,
und Betrag und Richtung des Phasengradienten der transver­ salen Magnetisierung ermittelt werden aus der Verschiebung, welche der Ort der maximalen Signalintensität in diesem K- Raum gegenüber dem Koordinaten-Ursprung hat.

31. Gerät nach Anspruch 23, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung
das Navigatorsignal über die Fläche des K-Raumes einer Ebene abgetastet wird, die der darzustellenden Bildebene entspricht,
und Betrag und Richtung des Phasengradienten der transver­ salen Magnetisierung ermittelt werden aus der Verschiebung, welche der Ort der maximalen Signalintensität in diesem K- Raum gegenüber dem Koordinaten-Ursprung hat.

32. Gerät nach Anspruch 30 oder 31, gekennzeichnet durch eine derartige Ausbildung der Steuereinrichtung (30, 40, 60), daß bei ihrer Aktivierung die Abtastung über die Fläche des K-Raumes eine spiralige Abtastung ist.