DE102004017852A1

DE102004017852A1 - Bewegungskorrigiertes Multi-Shot-Verfahren zur diffusionsgewichteten Bildgebung in der Magnetresonanztomographie

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Publication number: DE102004017852A1
Application number: DE102004017852A
Authority: DE
Inventors: David Andrew Dr. Porter
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2004-04-13
Filing date: 2004-04-13
Publication date: 2005-11-10
Anticipated expiration: 2024-04-14
Also published as: US7205763B2; JP4832786B2; CN1683939B; US20050237057A1; DE102004017852B4; JP2005296663A; CN1683939A

Abstract

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Multi-Shot-Verfahren zur diffusionsgewichteten Bildgebung in der Magnetresonanztomographie, dadurch gekennzeichnet, dass die Abtastung der k-Matrix in Ausleserichtung segmentweise erfolgt, wobei die Bildgebungs-Sequenz so beschaffen ist, dass unmittelbar nach Erhalt eines Bilddatensatzes durch Auslesen eines Segmentes mittels Bildgebungsecho quasi zeitgleich ein Navigationsdatensatz durch Auslesen des mittleren Teilbereiches der k-Matrix mittels Navigatorecho gewonnen wird und durch Kombination der Bilddatensätze mit den entsprechenden Navigationsdatensätzen und nachfolgender Fouriertransformation ein bewegungskorrigiertes diffusionsgewichtetes MRT-bild erzeugt wird.

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf die Kernspintomographie (Synonym: Magnet-Resonanz-Tomographie, MRT) wie sie in der Medizin zur Untersuchung von Patienten Anwendung findet. Dabei bezieht sich die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein bewegungskorrigiertes Multi-Shot-Verfahren zur diffusionsgewichteten Bildgebung in der Magnetresonanztomographie.
Die MRT basiert auf dem physikalischen Phänomen der Kernspinresonanz und wird als bildgebendes Verfahren seit über 15 Jahren in der Medizin und in der Biophysik erfolgreich eingesetzt. Bei dieser Untersuchungsmethode wird das Objekt einem starken, konstanten Magnetfeld ausgesetzt. Dadurch richten sich die Kernspins der Atome in dem Objekt, welche vorher regellos orientiert waren, aus. Hochfrequenzwellen können nun diese "geordneten" Kernspins zu einer bestimmten Schwingung anregen. Diese Schwingung erzeugt in der MRT das eigentliche Messsignal, welches mittels geeigneter Empfangsspulen aufgenommen wird. Durch den Einsatz inhomogener Magnetfelder, erzeugt durch Gradientenspulen, kann dabei das Messobjekt in alle drei Raumrichtungen räumlich kodiert werden was im Allgemeinen als "Ortskodierung" bezeichnet wird.
Bei der Beurteilung pathosphysiologischer Vorgänge, insbesondere im menschlichen Gehirn, beispielsweise bei einem Schlaganfall, erweist sich eine verhältnismäßig neue MRT-Technik als besonders wirksam: die diffusionsgewichtete Magnetresonanztomographie.
Diffusion entsteht durch die thermische Translationsbewegung von Molekülen. Dabei handelt es sich um einen Zufallsprozess, der auch als Brownsche Molekularbewegung bezeichnet wird. Die zurückgelegten Distanzen der in diffusionsgewichteten MRT-Messungen betrachteten Moleküle sind sehr gering; zum Beispiel diffundieren Wassermoleküle uneingeschränkt typischer Weise in jede beliebige Richtung über eine Distanz von ca. 20μm in 100ms bzw. 60μm in einer Sekunde. Diese Distanzen liegen in der Größenanordnung einzelner Zellen insbesondere des menschlichen Zellgewebes.
Durch den Einsatz ausgesprochen starker Magnetgradientenfelder (sogenannter Diffusionsgradienten), die bei dieser Technik zusätzlich zu den oben genannten ortskodierenden Gradientenfeldern permanent oder auch pulsweise angelegt werden, macht sich eine kollektive Diffusionsbewegung der jeweiligen Moleküle (insbesondere Wasser) in einer Abschwächung des Magnetresonanzsignals bemerkbar. Bereiche, in denen Diffusion auftritt, werden daher mehr oder weniger als dunkle Bereiche im tatsächlichen MRT-Bild gekennzeichnet, je nach Stärke der Diffusion.
Diffusionsgewichtete MRT-Sequenzen gliedern sich üblicherweise in drei Teile:

1. Spinanregung (typischerweise in Form eines schichtselektiven 90°-HF-Puls)
2. einem Diffusionspräparationsschritt und
3. einem Bildgebungsauslesemodul.

In ihrer allgemeinsten Form verwendet die Diffusionspräparation die übliche Stejskal-Tanner-Technik, wobei ein bipolarer Gradientenpuls geschaltet wird und wobei beide Pulse durch einen 180°-HF-Refokussierpuls separiert werden. Neuere Sequenzen verwenden einen zweifach bipolaren Gradientenpuls mit einem zusätzlichen 180°-HF-Refokussierpuls, um den Einfluss störender Wirbelströme zu verringern, welche zu Bildartefakten führen würden. Im Prinzip können im Rahmen des Bildgebungsauslesemoduls nach der Diffusionspräparation die verschiedensten Bildgebungssequenzen eingesetzt werden, um Diffusionsgewichtete Bilder zu erzeugen. Ein Problem der diffu sionsgewichteten Bildgebung ist jedoch die ausgesprochene Empfindlichkeit auf nichtdiffusionsartige Bewegungsarten wie: Herzbewegung, Atembewegung, usw. und die damit verbundenen Bewegungen wie beispielsweise der Hirnpulsation (Bewegung des Hirns im Likor). Insbesondere bei Multi-Shot-Sequenzen in der MRT verursachen derartige Bewegungen Phasenverschiebungen im Kernresonanzsignal während der jeweiligen Diffusionspräparation, was zu starken Bildartefakten führt. Den Einsatz der Diffusionsbildgebung als klinische Untersuchungsmethode hat daher erst die stetige Weiterentwicklung schneller Messtechniken, wie beispielsweise der echoplanaren Bildgebung (englisch: Echo Planar Imaging, EPI) möglich gemacht. EPI ist eine ausgesprochen schnelle Messmethode in der MRT. Bei Verwendung von Single-Shot-Echoplanar-Imaging (SSEPI-Sequenzen) lassen sich Bildartefakte, die auf Grund von unvermeidbaren Bewegungstypen entstehen, reduzieren bzw. vermeiden. Bewegungen, wie sie bei konventionellen diffusionsgewichteten Bildgebungssequenzen auftreten, können mit SSEPI gewissermaßen "eingefroren" werden.
Ein Nachteil von SSEPI jedoch ist, dass auf Grund der niedrigen Bandbreite pro Pixel in Phasenkodierrichtung eine starke B₀-Feldabhängigkeit des Messsignals besteht. Dies führt in Regionen mit starken Suszeptibilitätsgradienten wie beispielsweise im Schläfenvorderlappen oder im Stirnlappen des menschlichen Gehirns zu starken Bildartefakten. Zudem besteht eine generelle Abhängigkeit des Bildes bezüglich wirbelstrominduzierten Störungen des Grundmagnetfeldes. Da die ebengenannten Wirbelströme typischerweise durch die Diffusionspräparationgradientenpulse induziert werden, variieren diese mit der Diffusionsgradientenrichtung und dem sogenannten b-Wert, der die Diffusion charakterisiert. Dies führt dazu, dass die Bildstörung abhängig von unterschiedlichen Präparationsvorgehensweisen variiert und die Bildrekonstruktion insbesondere dann beeinträchtigt, wenn diffusionsgewichtete Bilder kombiniert werden, um Parameterkarten wie beispielsweise ADC-Karten (Apparent Division Coefficient) zu erstellen.
Ein weiterer Nachteil der SSEPI-Sequenz ist jedoch auch bedingt durch die Art der Phasencodierung einer SSEPI-Sequenz die sehr starke T₂*-Abhängigkeit (T₂* ist die Zerfallsdauer der Quermagnetisierung unter Berücksichtigung von lokalen Magnetfeldinhomogenitäten) bzw. die sehr starke Phasenempfindlichkeit. Beides resultiert in starken Bildauslöschungs- bzw. Verzerrungsartefakten insbesondere bei der Körperbildgebung mit typisch kurzen T₂-Zeiten des menschlichen Gewebes.
Eine Möglichkeit, um B0-Sensitivitäten, wie sie beispielsweise bei SSEPI auftreten, zu vermeiden, ist andere Single-Shot-Sequenzen, beispielsweise RARE, HASTE oder GRASE einzusetzen. RARE, HASTE und GRASE akquirieren das Kernresonanzsignal in Form eines Spinechopulszuges, der durch Einstrahlen mehrfacher Hochfrequenzrefokusierpulse erzeugt wird. Die Refokussierung der Magnetisierung invertiert den Phasenverlauf, wodurch die Sequenz gegenüber Suszeptibilitätsartefakten unempfindlicher wird. Der T₂-Zerfall der Magnetisierung beschränkt die Signalauslesezeit auf etwa 300ms die als solche die maximal zu erreichende Auflösung beschränkt. Sowohl EPI als auch die genannten Verfahren RARE, HASTE und GRASE können durch Verwendung paralleler Akquisitionstechnik (PAT) bezüglich der Auflösung verbessert werden.
Auch das Auslesen mehrerer Spinechos hat in der diffusionsgewichteten Bildgebung den schwerwiegenden Nachteil dass bewegungsinduzierte Phasenverschiebungen der Magnetisierung während der Diffusionspräparation auftreten, welche die Carr-Purcell-Meiboom-Gill (CPMG Bedingung) zunichte machen. Diese Bedingung ist erfüllt, wenn die Anregungspulse – im Vergleich zu den nachfolgenden Refokussierpulsen – eine 90°-Verschiebung aufweisen, ist aber nicht länger erfüllt, wenn eine nicht reversible Phasenänderung zwischen HF-Anregung und dem ersten Refokussierpuls auftritt. Eine nicht-reversible Phasenänderung ist eine Phasenänderung die nicht durch den Refokussierpuls (echoförmig) umgekehrt werden kann (z. B. ei ne bei Diffusionssequenzen auftretende bewegungsinduzierte Phasenänderung). Eine reversible Phasenänderung ist beispielsweise eine durch Resonanz-Offset verursachte Phasenevolution. Eine Verletzung der CPMG-Bedingung und dadurch verursachte Artefakte tritt umso weniger auf, je weniger HF bzw. Refokussierpulse verwendet werden.
Um derartige Artefakte zu vermeiden können modifizierte Diffusionspräpärationsschemata verwendet werden die auf stimulierten Echosequenzen beruhen. Allerdings weisen diese eine zweifache Verminderung des Signal-zu-Rauschverhältnisses (SNR) auf. Es kann auch eine Single-Shot-Spiral Abtastung verwendet werden um im Rahmen einer diffusionsgewichteten Bildgebung artefaktfrei bezüglich Bewegungsartefakten Daten zu akquirieren. Wie auch EPI verwendet diese Technik nicht mehrere HF-Refokussierpulse was zu einer Phasenevolution auf Grund von off-resonanten Signalen führt und die Bildqualität stark beeinträchtigt.
Um die Nachteile von Single-Shot-Techniken in der diffusionsgewichteten Bildgebung zu umgehen stellen Multi-Shot-Techniken eine sinnvolle Alternative dar. Multi-Shot-Techniken verbessern die Bildqualität durch Erhöhung der räumlichen Auflösung; Bildartefakte die in der Single-Shot-Technik auf Grund von T₂ Zerfall, T₂* Zerfall und Off-Resonanzeffekte auftreten und durch die lange Auslesezeit starken Einfluss auf die Bildgebung nehmen können werden vermieden.
Der Einsatz von Multi-Shot-Sequenzen in der diffusionsgewichteten Bildgebung stellt den Entwickler vor neue Herausforderungen. Die einfache Kombination einer Standard-Multi-Shot Sequenz mit einer vorrausgehenden Diffusionspräpäration durch Diffusionsgradienten führt zu einer bewegungsinduzierten Phasenverschiebung von Shot zu Shot die sich in extrem starken Geistartefakten manifestiert insbesondere wenn Gehirnaufnahmen gemacht werden. Anfängliche Studien am menschlichen Kör per in welchen einfache Spin-Echo-Sequenzen und SSFP-Sequenzen (Steady-State-Free-Precession-Sequenzen) mit Diffusionsgradienten kombiniert wurden zeigten keinerlei Bewegungsabhängigkeit bei b-Werten unter 200 s/mm² wobei der b-Wert einen die diffusionsgewichtete Messung charakterisierenden Wert darstellt der nach einer Formel durch die Beschaffenheit des Diffusionsgradienten und des gyromagnetischen Verhältnisses der betrachteten kernresonanten Spinspezies berechnet wird. Derzeitige b-Werte im Rahmen von Standarduntersuchungen bei akutem Schlaganfall belaufen sich auf etwa 1000 s/mm², so dass unter diesen Bedingungen EKG getriggerte SE-Sequenzen bzw. EKG getriggerte stimulierte Echo-Sequenzen (STEAM) einen starken Einfluss der Hirnbewegung in Multi-Shot-diffusionsgewichteten Bildern aufzeigten.
Es gibt verschiedene Ansätze der Bewegungssensitivität von Multi-Shot-Verfahren entgegen zu wirken. Ein sequenzbasierter Ansatz besteht darin im Rahmen mehrfacher Kleinwinkelanregungen unmittelbar am zeitlichen Ende der Diastole eines Herzzyklus das Signal im Rahmen einer Hochgeschwindigkeits-Steam-Technik zu akquirieren. Dieses Verfahren kann ebenso als Single-Shot-Ansatz verstanden werden bei dem eine einzige Präparation der Magnetisierung für alle Anregungen durchgeführt wird. Diese Technik zeigt alle Vorteile einer EPI-Sequenz ohne Abhängigkeit von Suszeptibilitätsänderungen. Allerdings besteht eine Beschränkung der Auflösung. Hochgeschwindigkeits-Steam zeigt ebenfalls den Nachteil eines relativ niedrigen Signal-zu-Rausch Verhältnisses.
Eine wichtige Weiterentwicklung auf dem Gebiet der diffusionsgewichteten Multi-Shot-Bildgebung war die Idee zusätzlich zu den gewöhnlichen Bilddaten nach jeder Spinanregung ein sogenanntes Navigatorecho zu messen. Die Daten eines jeden Navigatorechos werden zur Phasekorrektur der entsprechenden Bilddaten verwendet, wodurch der Phasenänderung des Signals die während der Diffusionspräparation auftritt und zwischen den unterschiedlichen Anregungen differiert Rechnung getragen wird. Diese Navigatorechos (in Form nichtphasenkodierter Referenzscans) sind im Prinzip eindimensional und können eigentlich nur zur Korrektur allgemeiner Phasenänderungen oder regionaler Phasenänderungen in Ausleserichtung verwendet werden. Tatsächlich ist die bewegungsinduzierte Phasenänderung in der diffusionsgewichteten Bildgebung eine zweidimensionale Funktion, so dass der eindimensionale Ansatz für eine vollständige Korrektur nicht geeignet ist. Folglich stellt diese Methode kein geeignetes Verfahren für eine klinische Implementierung in Form einer Routineanwendung dar.
Aus diesem Grund weisen derzeitige bewegungskorrigierte diffusionsgewichtete Bildgebungssequenzen zweidimensionale Navigatorsignale auf die mit der konventionellen Akquisitionssequenz verschachtelt werden. Benachbarte Rohdatenzeilen werden in separaten Schotts akquiriert. Dies führt allerdings dazu, dass die Abtastung die Nyquist-Bedingung nicht erfüllt und im Bildraum Einfaltungen auftreten. Eine direkte unkomplizierte Anwendung der zweidimensionalen Bewegungskorrektur (Phasenkorrektur) ist nur möglich, wenn vereinfachte Annahmen gemacht werden beispielsweise die einer Starrkörperbewegung (rigid body motion). Eine solche Annahme der Starrkörperbewegung ist insbesondere bei der Hirndeformation insbesondere der Ventrikel und des Stammhirns nicht gegeben.
Eine Ausnahme bildet die sogenannte PROPELLER-Methode (Periodically Rotated Overlapping ParallEL Lines with Enhanced Reconstruction) bei der nach jedem Shot mittels eines Spin-Echo-Pulszuges ein Satz paralleler benachbarter k-Raumzeilen (engl.: blade) akquiriert werden. Die Richtung eines blades wird nach jeder Spinanregung gedreht, so dass die gesamte k-Matrix zweidimensional sternförmig abgetastet wird. Da jeder blade den mittleren Bereich der k-Matrix enthält ist jeder Shot mit einer 2D-Navigatorinformation versehen weshalb die Sequenz auch als selbstnavigiert bezeichnet werden kann. Ferner ist für jeden blade die Nyquist-Bedingung erfüllt wodurch eine niedrig aufgelöste bildbasierte 2D-Phasenkorrektur mög lich ist. Dadurch dass in jedem Shot stets die mittlere k-Raumregion mitgemessen wird betrifft die Phasenkorrektur hauptsächlich höhere Frequenzen was zu einer Verminderung von Bildartefakten führt. Allerdings ist bei PROPELLER die CPMG-Bedingung im Allgemeinen nicht erfüllt was zu einer Signalmodulation zwischen benachbarten Spinechos führt. Die Signalmodulation betrifft benachbarte Zeilen auf Grund sowohl der T2-Relaxation als auch auf Grund bewegungsinduzierter Effekte. Ferner ist ein radiales Abtastschema wie es durch PROPELLER implementiert ist im Vergleich zu Standardabtastsequenzen wie beispielsweise segmentiertem EPI weniger effizient da im Vergleich zu anderen Sequenzen eine weitaus größere Anzahl von Shots für eine gegebenen Matrixgröße notwendig ist.
Weiterhin wurde vorgeschlagen im Rahmen selbstnavigierter diffusionsgewichteter Sequenzen Multi-Shot-Spiralabtastungen zu verwenden. Derzeitige Entwicklungen auf diesem Gebiet schließen jedoch nicht die für eine robuste klinische Anwendung notwendige zweidimensionale Phasenkorrektur ein.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher ein verbessertes Verfahren im Sinne einer bewegungskorrigierten diffusionsgewichteten Bildgebung in der Magnetresonanztomographie bereitzustellen.

Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Merkmale des unabhängigen Anspruches gelöst. Die abhängigen Ansprüche bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter Weise weiter.

Erfindungsgemäß wird ein Multi-Shot-Verfahren zur diffusionsgewichteten Bildgebung in der Magnetresonanztomographie beansprucht welches dadurch gekennzeichnet ist, dass die Abtastung der k-Matrix in Ausleserichtung segmentweise erfolgt, wobei die Bildgebungssequenz so beschaffen ist, dass unmittelbar nach Erhalt eines Bilddatensatzes durch Auslesen eines Segmentes mittels Bildgebungsecho quasi zeitgleich ein Navi gationsdatensatz durch Auslesen des mittleren Teilbereiches der k-Matrix mittels Navigatorecho gewonnen wird und durch Kombination der Bilddatensätze mit den entsprechenden Navigationsdatensätzen und nachfolgender Fouriertransformation ein bewegungskorrigiertes diffusionsgewichtetes MRT-Bild erzeugt wird.

Erfindungsgemäß erfolgt die Kombination durch pixelweise Multiplikation jedes Bilddatensatzes mit seinem entsprechenden normierten Navigationsdatensatz im Bildraum und anschließendem Aneinanderfügen der korrigierten Segmente.

Vorteilhafterweise erfolgt das Auslesen mäanderförmig.

Weiterhin vorteilhaft ist es, wenn die Segmente überlappen.

Weiterhin stellt es einen Vorteil dar, wenn Bilddatensatz und Navigationsdatensatz größengleich sind.

Im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahren werden nach der Multiplikation die Pixel aus den Überlappungsbereichen verworfen.

Vorteilhafterweise werden vor der Kombination optional

– eine Standardphasenkorrektur wie z. B. eine lineare Phasenkorrektur in Ausleserichtung,
– eine Hanning-Filterung, und
– ein Zero-Filling

an jedem Bilddatensatz und seinem entsprechenden Navigationsdatensatz durchgeführt.

Ferner wird ein Multi-Shot-Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche beansprucht, wobei die Bildgebungssequenz folgende Schritte aufweist:

– Einstrahlen eines 90°-Hochfrequenzanregungspulses zur Anregung von Spins in einem zu untersuchenden Objekt,
– gleichzeitiges Schalten eines Schichtselektionsgradienten (GS) während eines 90°-Hochfrequenzanregungspulses,
– Anlegen eines ersten Diffusionsgradientenpulses,
– Einstrahlen eines ersten 180°-Hochfrequenzrefokussierpulses,
– Schalten eines Schichtselektionsgradientenpulses während des ersten 180°-Hochfrequenzrefokussierpulses,
– Anlegen eines zweiten Diffusionsgradientenpulses,
– Schalten eines ersten alternierenden Auslesegradienten-Pulszuges,
– Einstrahlen eines zweiten 180°-Hochfrequenzrefokussierpulses,
– Schalten eines Schichtselektionsgradientenpulses während des zweiten 180°-Hochfrequenzrefokussierpulses,
– Schalten eines zweiten alternierenden Auslesegradientenpulszuges,
– Wiederholen der Schritte von Einstrahlen des ersten 90°-Hochfrequenzanregungspulses bis Schalten des zweiten alternierenden Auslesegradientenpulszuges bis die gesamte k-Matrix abgetastet ist.

Erfindungsgemäß wird unmittelbar vor jedem ersten Auslesegradientenpulszug ein Dephasierpuls sowie unmittelbar nach jedem ersten Auslesegradientenpulszug ein Rephasierpuls derart geschaltet, dass ein jeweiliger Offset in Ausleserichtung entsteht, so dass jeder erste Auslesegradientenpulszug einen Teilbereich der k-Matrix in k_x-Richtung mäanderförmiger derart abtastet, dass durch die Gesamtheit der ersten Auslesegradientenpulszüge die gesamte k-Matrix abgetastet wird.

Vorteilhafterweise wird unmittelbar vor jedem zweiten Auslesegradientenpulszug ein Dephasierpuls sowie unmittelbar nach jedem zweiten Auslesegradientenpulszug ein Rephasierpuls derart geschaltet, dass ein konstanter Offset in Ausleserichtung entsteht, so dass quasi gleichzeitig zu jedem ersten Auslese gradientenpulszug durch jeden zweiten Auslesegradientenpulszug stets ein zum jeweiligen Teilbereich eines ersten Auslesegradientenpulszuges bewegungsspezifisch zugehöriger mittlerer Teilbereich der k-Matrix in k_x-Richtung mäanderförmig abgetastet wird.

Weiterhin ist es vorteilhaft die mäanderförmige Abtastung des jeweiligen Teilbereiches durch ein Schalten kurzer phasenkodierter Gradientenpulse (GP) während eines jeden Nulldurchgangs des jeweiligen Auslesegradientenpulzuges zu realisieren.

Weitere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden nun anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf die begleitenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt schematisch ein Kernspintomographiegerät,
2 zeigt schematisch den zeitlichen Verlauf der Gradientepulsstromfunktionen der erfindungsgemäßen diffusionsgewichteten Multi-Shot-Sequenz,
3 zeigt schematisch die zeitliche Abtastung der k-Matrix bei einer Sequenz gemäß 2, und
4 zeigt schematisch ein Flussdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Kernspintomographiegerätes zur Erzeugung von Gradientenpulsen gemäß der vorliegenden Erfindung. Der Aufbau des Kernspintomographiegerätes entspricht dabei dem Aufbau eines herkömmlichen Tomographiegerätes. Ein Grundfeldmagnet 1 erzeugt ein zeitlich konstantes, starkes Magnetfeld zur Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernspins im Untersuchungsbereich eines Objektes, wie z.B. eines zu untersuchenden Teils eines menschlichen Körpers. Die für die Kernspinresonanzmessung erforderliche hohe Homogenität des Grundmagnetfeldes ist in einem kugelförmigen Messvolumen M definiert, in das die zu untersuchenden Teile des menschlichen Körpers eingebracht werden. Zur Untersuchung der Homogenitätsanforderungen und insbesondere zur Eliminierung zeitlich invariabler Einflüsse werden an geeigneter Stelle sogenannte Shimbleche aus ferromagnetischem Material angebracht. Zeitlich variable Einflüsse werden durch Shimspulen 2 eliminiert, die durch eine Shimstromversorgung 15 angesteuert werden.
In den Grundfeldmagneten 1 ist ein zylinderförmiges Gradientenspulensystem 3 eingesetzt, das aus drei Teilwicklungen besteht. Jede Teilwicklung wird von einem Verstärker 14 mit Strom zur Erzeugung eines linearen Gradientenfeldes in die jeweilige Richtung des kartesischen Koordinatensystems versorgt. Die erste Teilwicklung des Gradientenfeldsystems 3 erzeugt dabei einen Gradienten G_x in x-Richtung, die zweite Teilwicklung einen Gradienten G_y in y-Richtung und die dritte Teilwicklung einen Gradienten G_z in z-Richtung. Jeder Verstärker 14 umfasst einen Digitalanalogwandler, der von einer Sequenzsteuerung 18 zum zeitrichtigen erzeugen von Gradientenpulsen angesteuert wird.
Innerhalb des Gradientenfeldsystems 3 befindet sich eine Hochfrequenzantenne 4, die die von einem Hochfrequenzleistungsverstärker 30 abgebebenen Hochfrequenzpulse in ein magnetisches Wechselfeld zur Anregung der Kerne und Ausrichtung der Kernspins des zu untersuchenden Objektes bzw. des zu untersuchenden Bereiches des Objektes umsetzt. Von der Hochfrequenzantenne 4 wird auch das von den präzedierenden Kernspins ausgehende Wechselfeld, d.h. in der Regel die von einer Pulssequenz aus einem oder mehreren Hochfrequenzpulsen und einem oder mehreren Gradientenpulsen hervorgerufenen Kernspinechosignale, in eine Spannung umgesetzt, die über einen Verstärker 7 einem Hochfrequenzempfangskanal 8 eines Hochfrequenzsystems 22 zugeführt wird. Das Hochfrequenzsystem 22 umfasst weiterhin einen Sendekanal 9, in dem die Hochfrequenzpulse für die Anregung der magnetischen Kernresonanz erzeugt werden. Dabei werden die jeweiligen Hochfrequenzpulse auf Grund einer vom Anlagenrechner 20 vorgegebenen Pulssequenz in der Sequenzsteuerung 18 digital als Folge komplexer Zahlen darstellt. Diese Zahlenfolge wird als Real- und als Imaginärteil über jeweils einen Eingang 12 einem Digitalanalogwandler im Hochfrequenzsystem 22 und von diesem einem Sendekanal 19 zugeführt. Im Sendekanal 9 werden die Pulssequenzen einem Hochfrequenzträgersignal aufmoduliert, dessen Basisfrequenz der Resonanzfrequenz der Kernspins im Messvolumen entspricht.
Die Umschaltung von Sende auf Empfangsbetrieb erfolgt über eine Sende-Empfangsweiche 6. Die Hochfrequenzantenne 4 strahlt die Hochfrequenzpulse zur Anregung der Kernspins in das Messvolumen M ein und tastet resultierende Echosignale ab. Die entsprechend gewonnen Kernresonanzsignale werden im Empfangskanal 8 des Hochfrequenzsystems 22 phasenempfindlich demoduliert und über einen jeweiligen Analogdigitalwandler in Realteil und Imaginärteil des Messsignals umgesetzt. Durch einen Bildrechner 17 wird aus den dergestalt gewonnenen Messdaten ein Bild rekonstruiert. Die Verwaltung der Messdaten, der Bilddaten und der Steuerprogramme erfolgt über den Anlagenrechner 20. Auf Grund einer Vorgabe mit Steuerprogrammen kontrolliert die Sequenzsteuerung 18 die Erzeugung der jeweils gewünschten Pulssequenzen und das entsprechende Abtasten des k-Raumes. Insbesondere steuert die Sequenzsteuerung 19 dabei das zeitrichtige Schalten der Gradienten, das Aussenden der Hochfrequenzpulse mit definierter Phase und Amplitude sowie den Empfang der Kernresonanzsignale. Die Zeitbasis für das Hochfrequenzsystem 22 und die Sequenzsteuerung 18 wird von einem Synthesizer 19 zur Verfügung gestellt. Die Auswahl entsprechender Steuerprogramme zur Erzeugung eines Kernspinbildes sowie die Darstellung des erzeugten Kernspinbildes erfolgt über ein Terminal 21, das eine Tastatur sowie einen oder mehrere Bildschirme umfasst.
Die vorliegende Erfindung umfasst die Erzeugung einer neuartigen Bildgebungssequenz die insbesondere in der Sequenzsteuerung 18 bzw. im Anlagenrechner 20 generiert wird. Das Sequenzdiagramm der erfindungsgemäßen Sequenz ist in 2 dargestellt. In der obersten Zeile ist ein anfänglicher 90°-Anregungspuls dargestellt, gefolgt von zwei 180°-Refokussierpulsen. Zur Selektion der Schicht wird während des 90°-Anregungspulses sowie während eines jeden 180°-Refokussierpulses der Schichtselektionsgradient GS geschaltet. Die Diffusionspräparation der vorliegenden Sequenz erfolgt durch zwei gleichgroße monopolare Diffusionsgradienten definierter Breite sowie definierter Amplitude unmittelbar nach dem 90°-Anregungspuls sowie unmittelbar nach dem ersten 180°-Refokussierpuls. Der wesentliche Punkt der erfindungsgemäßen Sequenz besteht darin, die k-Matrix diffusionsgewichtet segmentweise abzutasten, wobei zu jedem Segment quasi gleichzeitig der mittlere Bereich der k-Matrix gemessen wird. Jedes k-Matrix-Segment wird in Form eines Bildgebungsechos, der dazugehörige mittlere k-Matrixbereich in Form eines Navigatorechos, mit sogenannten Auslesgradienten-Pulszügen ausgelesen. Der das Bildgebungsecho auslesende erste Auslesegradienten-Pulszug eines Shots wird zwischen zweitem Diffusionsgradientenpuls und zweitem 180°-Refokussierpuls angelegt. Der das Navigatorecho auslesende zweite Auslesegradienten-Pulszug eines Shots wird unmittelbar nach dem zweiten 180°-Refokussierpuls angelegt. Beide Auslesegradienten-Pulszüge eines jeden Shots stellen alternierende trapez- oder sinusförmige Pulszüge dar, wobei während eines jeden Nulldurchganges des Pulszuges ein kurzer Phasenkodiergradient GP (engl.: blip) geschaltet wird. Die Kombination aus alternierendem Auslesegradienten und gebliptem Phasenkodiergradienten führt dazu, dass pro Auslesegradientenpulszug bezüglich der k_x-Richtung ein nur verhältnismäßig schmaler Bereich der k-Matrix abgetastet wird.
Um mit dem jeweils ersten Auslesegradienten-Pulszug sämtlicher Shots die gesamte k-Matrix abzutasten wird vor jedem ersten Auslesegradienten-Pulszuges eines jeden Shots ein entsprechender Vor-Phasier-Gradient geschaltet, der bei jedem ersten Auslesegradienten-Pulszug zu einem entsprechenden Offset in k_x-Richtung führt. Das Flächenintegral des Auslesegradienten-Pulszuges legt die Breite des abgetasteten Bereichs der k-Matrix in k_x-Richtung fest. Das Flächenintegral des Vor-Phasier-Gradienten definiert den Offset des Segmentes in k_x-Richtung. Um diesem k_x-Offset nach jedem Shot zurückzusetzen wird unmittelbar nach dem ersten Auslesegradienten-Pulszug eines jeden Shots der jeweilige Vor-Phasier-Gradient als sogenannter Rephasiergradient invertiert geschaltet. Vor-Phasier-Gradient sowie Repahsier-Gradient sind in 2 schwarz dargestellt.
Um erfindungsgemäß zu jedem Bildecho eines jeden Shots im unmittelbaren Anschluss und somit fast gleichzeitig ein Navigatorecho zu erhalten wird auch der zweite Auslesegradienten-Pulszug eines jeden Shots mit einem Dephasierpuls versehen. Im Unterschied zu den Dephasierpulsen der ersten Auslesegradienten-Pulszüge sind sämtliche Dephasierpulse aller zweiten Auslesegradientenpulzüge in sämtlichen Shots konstant gleich groß und zwar so groß, dass zu jedem k_x-Segment des ersten Auslesegradienten-Pulszuges stets der gleiche mittlere Teilbereich der k-Matrix in k_x-Richtung mäanderförmig abgetastet wird. Auch der Dephasierpuls des zweiten Auslesegradienten-Pulszuges ist in 2 schwarz dargestellt.
Auf diese Weise wird die k-Matrix segmentweise (Shot-weise) abgetastet, wobei zu jedem Shot quasi gleichzeitig zu jedem Bildecho der zentrale Bereich der k-Matrix in Form eines Navigatorechos abgetastet wird. Beide Auslesegradienten-Pulzüge in jedem Shot sind – bis auf den k_x-offset – exakt gleich.
Die k-Raum-Trajektore bzw. das Abtastverhalten der erfindungsgemäßen Bildgebungssequenz ist in 3 für den beispielhaften Fall von fünf Shots bei sechzehn Auslesegradientenpulsen (Anzahl der Abtastpunkte in k_y-Richtung) darge stellt. Jeder Auslesegradientenpulzug macht fünfzehn Phasenkodiergradienten (blips) notwendig. Jeder Auslesegradienten-Pulzug tastet in Kombination mit dem geblippten Phasenkodiergradient einen streifenförmigen Bereich der k-Matrix in k_x-Richtung ab, wobei der zweite Auslesegradienten-Pulszug jedes Shots stets den gleichen und zwar den mittleren Streifen (in diesem Beispiel Shot 3) abtastet. Die Breite des Streifens in k_x-Richtung wird durch das Flächenintegral des Auslesegradienten-Pulszuges definiert. Das Integral des Vor-Phasier-Gradienten definiert den Offset des jeweiligen Segmentes in k_x-Richtung. Die Auflösung in k_x-Richtung innerhalb eines solchen Streifens wird durch die Abtastrate des verwendeten Analog-Digital-Converters (ADC) bestimmt.
Die Auflösung innerhalb eines solchen Streifens in k_y-Richtung wird durch die Anzahl der Halbwellen eines Auslesegradienten-Pulszuges definiert. Der Zeitabstand zweier benachbarter Halbwellen innerhalb eines Auslesegradientenpulszuges wird als "Gradienten-Echo-Spacing" bezeichnet. Je schmaler der Bereich umso genauer – hinsichtlich des durch T₂* charakterisierten Zerfalls der Quermagnetisierung – wird das Kernresonanzsignal akquiriert.
Das Ziel eines derartigen erfindungsgemäßen Bildgebungssequenz-Designs ist es im Rahmen einer segmentweisen Abtastung in Ausleserichtung eine diffusionsgewichtete Multi-Shot-EPI-Sequenz (EPI, Echo-Planar-Imaging) mit der Akquisition zweidimensionaler Navigatorechos zu kombinieren um im Rahmen des Bildrekonstruktionsverfahrens bewegungsbedingte Artefakte zwischen den einzelnen Shots unterdrücken bzw. korrigieren zu können.
Wie bereits in der Beschreibungseinleitung erwähnt liefern Multi-Shot-Techniken in der diffusionsgewichteten MRT-Bildgebung eine weitaus bessere Bildqualität als Single-Shot-Techniken (wie z.B. SSEPI). Die derzeit populärste Multi-Shot-Technik ist die bereits beschriebene PROPELLER-Technik die beispielsweise die diffusionsgewichtete MRT-Bilder des menschlichen Gehirns erlaubt ohne zusätzliche aufwendige Maßnahmen wie beispielsweise EKG-Triggerung um die Bewegungs-Sensibilität zu reduzieren. Auch Multi-Shot-EPI-Messungen weisen eine extrem hohe Bewegungssensitivität auf, welche die von PROPELLER sogar deutlich übertrifft.
Kann die Bewegungssensitivität von Multi-Shot-EPI jedoch reduziert bzw. im Nachhinein korrigiert werden, so bietet diese Bildgebungstechnik gegenüber PROPELLER eine Reihe von Vorteilen:

– kürzere Echozeit TE
– geringere k-Raum-Artefakte auf Grund der T₂-Relaxation
– reduzierte Scan-Dauer
– besseres Schichtprofil
– niedrigere SAR (spezifische Absorptionsrate) wegen der geringen Anzahl an 180°-Refokussierpulsen pro Shot

Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren dar, welches auf Basis des zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Sequenz-Designs (2 und 3) bewegungsbedingte Bildartefakte einer diffusionsgewichteten Multi-Shot-EPI-Sequenz korrigiert und hoch aufgelöste artefaktfreie diffusionsgewichtete MRT-Bilder liefert. Das erfindungsgemäße Verfahren wird im Folgenden anhand des Verfahren-Flussdiagramms von 4 erläutert:
Zunächst wird gemäß Schritt S1A ein erster Bilddatensatz und gemäß Schritt S1B dessen korrespondierender "zeitgleicher" Navigationsdatensatz mit einem Shot n = 1 der Bildgebungssequenz aus 2 akquiriert. Beide Datensätze werden anschließend gemäß den Schritten S2A bis S8A bzw. S2B bis S8B mittels Bildverarbeitungsalgorithmen beispielsweise auf den Anlagenrechner aufbereitet um qualitativ bessere Rohdatensätze zu erhalten. Die Schritte S2A bis S4A bzw. S2B bis S4B betreffen eine Standardphasenkorrektur des jeweiligen Daten satzes auf Basis eines vor der Messung akquirierten nichtphasenkodierten Referenzdatensatzes im Bildrechner die der Zeitverzögerung des ADC's von Zeile zu Zeile Rechnung trägt. Im Schritt S5A bzw. S5B erfolgt ein Rastern (engl.: regridding) des sinus- oder trapezförmig abgetasteten Kernresonanzsignals (Verteilen der Messpunkte auf ein gleichmäßiges orthogonales Gitter; Standardverfahren bei EPI). Insbesondere am Navigationsdatensatz wird gemäß Schritt S6B eine Hanning-Filterung durchgeführt (Minimierung von Gibbs-Ringing-Artefakten im Bildraum durch Reskalierung der k-Raumdaten im Randbereich der k-Matrix mittels Wichtungsfunktion). Sowohl am Bilddatensatz als auch am Navigationsdatensatz wird in den Schritten S7A bzw. S7B ein Zero-Filling durchgeführt (dies ist deshalb notwendig, um im Schritt S12 Rohdatenpunkte in den Überlappungsbereichen verwerfen zu können). Anschließend erfolgt gemäß den Schritten S8A bzw. S8B eine zweidimensionale Fouriertransformation in den Bildraum, um in diesem eine Bewegungs- bzw. Phasenkorrektur des Bilddatensatzes mit Hilfe des Navigationsdatensatzes durchführen zu können.
Eine Bewegungs- bzw. Phasenkorrektur wird für jeden Shot durchgeführt. Dazu werden in Schritt S9 alle Amplitudenwerte des Navigationsdatensatzes auf 1 normiert, so dass sich bewegungsbedingte Artefakte ausschließlich in Form eines Phasenmusters des Navigationsdatensatzes manifestieren. Eine Bewegungskorrektur des Bilddatensatzes erfolgt gemäß Schritt S10 durch pixelweise Multiplikation des komplexen Bilddatensatzes mit dem normierten komplexen Navigationsdatensatzes. Auf diese Weise werden bewegungsbedingte Phasen im Bilddatensatz pixelweise wieder zurückgedreht. Eine komplexe Konjugierung der beiden Datensätze (Bilddatensatz, Navigationsdatensatz) ist bereits durch den zweiten 180°-Refokussierpuls gegeben und muss nicht eigens durchgeführt werden.
Eine bewegungsinduzierte 2D-Phasenänderung im Bildraum entspricht einer Verschiebung bzw. einer Umverteilung der Daten im k-Raum. Eine 2D-Phasenkorrektur bewirkt ein Zurückver schieben bzw. eine Neuordnung im k-Raum. Dabei kann es sein, dass durch die Bewegung einige Messwerte soweit verschoben wurden, dass sie im Messdatenaufnahmefenster eines Shots nicht mehr erscheinen und demnach bei der 2D-Phasenkorrektur nicht mehr berücksichtigt werden. Die vorliegende Erfindung löst dieses Problem dadurch, dass die segmentweise k-Raum Abtastung derart erfolgt, dass sich die einzelnen Segmente soweit überlappen (engl.: overlapping), dass auch weit verschobene Messwerte eines Shots noch erfasst und bei der Korrektur berücksichtigt werden können.
Nach einer anschließenden Rücktransformation in den k-Raum (mittels inverser 2D-Fouriertransformation) gemäß Schritt S11 können die Datenpunkte der Überlappungsbereiche verworfen werden, da die für das spätere phasenkodierte Bild notwendigen Messwerte durch die Korrektur gemäß Schritt S10 ausschließlich in den nicht überlappenden Segmentbereich zurückverschoben wurden.
In Schritt S13 wird abgefragt, ob bereits alle für eine komplette Abtastung der k-Matrix erforderlichen Segmente akquiriert und damit die maximal notwendige Anzahl von Shots appliziert worden sind. Falls dies nicht der Fall ist wird ein weiterer Shot durchgeführt (n = n + 1) mit der anschließenden Abfolge der Verfahrensschritte S1A bis 513. Ist die maximale Anzahl von Shots erreicht (n = nmax) werden die bewegungs- bzw. phasenkorrigierten Segmente gemäß Schritt S15 aneinander gefügt und durch anschließende Fouriertransformation das endgültige Bild erstellt.
Erste Ergebnisse des erfindungsgemäßen Verfahrens zeigen bei gleicher Bildauflösung deutlich weniger Suzseptibilitätsartefakte insbesondere bei Gehirnaufnahmen als eine Standarddiffusionsgewichtete Single-Shot-EPI-Messung. Die erfolgreiche Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens hängt im hohen Maße davon ab, die richtige Breite der einzelnen Segmente in Ausleserichtung (k_x-Richtung) zu treffen, dass ei nerseits alle verschobenen aber zu einem Segment gehörigen Messpunkt berücksichtigt werden, aber andererseits die Segmente immer noch so schmal sind, dass das Gradienten-echo-Spacing so kurz ist, dass Suszeptibilitätsartefakte minimiert werden. Dies kann jedoch generell durch eine relativ hohe Slewrate der Auslesegradienten-Pulszüge erreicht werden.
Wie bereits in der Beschreibungseinleitung erwähnt ist es unter Umständen vorteilhaft im Rahmen neuerer Sequenzen einen zweifach bipolaren Gradientenpuls mit einem zusätzlichen 180°-HF-Refokussierpuls zu verwenden, um den Einfluss störender Wirbelströme zu verringern, welche zu Bildartefakten führen würden. Eine solche zweifach bipolare Diffusionsgradientenpuls-Abfolge stellt sich im Diffusionspräparationsschritt wie folgt dar:

– erster Diffusionsgradientenpuls erster Polarität (positiv bzw. negativ)
– erster 180°-Puls
– zweiter Diffusionsgradientenpuls zweiter Polarität (negativ bzw. positiv)
– unmittelbar daran anschließend dritter Diffusionsgradientenpuls erster Polarität (positiv bzw. negativ)
– zweiter 180°-Puls
– vierter Diffusionsgradientenpuls zweiter Polarität (negativ bzw. positiv).

Die Pulslänge der Diffusionsgradientenpulse wird so berechnet, dass sich der Einfluss der Wirbelströme kompensiert.
Ferner kann im Rahmen des Bildgebungsauslesemoduls nach der Diffusionspräparation die Bildgebungssequenz mit einer partiellen parallelen Bildgebungstechnik (PPA-Bildgebungstechnik: z.B. SMASH, SENSE, GRAPPA, etc.) kombiniert werden , um durch eine Reduzierung der Messung von Rohdatenpunkten in k_y-Richtung eine noch kürzere Echozeit TE und effektiv ein noch kürzeres Gradienten-Echospacing zu realisieren.
Um eine noch kürzere Echozeit zu ermöglichen kann das erfindungsgemäße Verfahren auch mit einer Partiellen-Fourier-Akquisitionstechnik (z.B. der Half-Fourier-Technik im Falle des Weglassens der halben k-Matrix) kombiniert werden.
Weiterhin wäre es vorteilhaft das Bildgebungs-Auslesemodul des erfindungsgemäßen Verfahrens derart zu modifizieren, dass mehrere 180°-HF-Refokussierpulse bei der Auslese verwendet werden um unterschiedliche k_y-Zeilen mit verschiedenen Spin-Echos auszulesen (beispielsweise die geraden Zeilen mit dem ersten Bildgebungsecho und die ungeraden Zeilen mit dem zweiten Bildgebungsecho). Auf diese Weise könnte das Gradienten-echo-Spacing reduziert werden wodurch Suszeptibilitätsartefakte (insbesondere bei hohen Grundfeldmagnetstärken wie beispielsweise > 3 Tesla) unterdrückt werden können.

Claims

Multi-Shot-Verfahren zur diffusionsgewichteten Bildgebung in der Magnetresonanztomographie, dadurch gekennzeichnet, dass die Abtastung der k-Matrix in Ausleserichtung segmentweise erfolgt, wobei die Bildgebungs-Sequenz so beschaffen ist, dass unmittelbar nach Erhalt eines Bilddatensatzes durch Auslesen eines Segmentes mittels Bildgebungsecho quasi zeitgleich ein Navigationsdatensatz durch Auslesen des mittleren Teilbereiches der k-Matrix mittels Navigatorecho gewonnen wird und durch Kombination der Bilddatensätze mit den entsprechenden Navigationsdatensätzen und nachfolgender Fouriertransformation ein bewegungskorrigiertes diffusionsgewichtetes MRT-Bild erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kombination durch pixelweise Multiplikation jedes Bilddatensatzes mit seinem entsprechenden normierten Navigationsdatensatz im Bildraum und anschließendes Aneinanderfügen der korrigierten Segmente erfolgt.
Verfahren einem der Ansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Auslesen mäanderförmig erfolgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Segmente überlappen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass Bilddatensatz und Navigationsdatensatz größengleich sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass nach der Multiplikation die Pixel aus den Überlappungsbereichen verworfen werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Kombination eine Standardphasenkorrektur durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Kombination ein Rastern in Ausleserichtung durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Kombination eine Hanning-Filterung durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass vor der Kombination ein Zero-Filling durchgeführt wird.
Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei die Bildgebungs-Sequenz folgende Schritte aufweist: – Einstrahlen eines 90°-Hochfrequenz-Anregungspulses zur Anregung von Spins in einem zu untersuchenden Objekt, – gleichzeitiges Schalten eines Schichtselektionsgradienten (GS) während des 90°-Hochfrequenz-Anregungspulses, – Anlegen eines ersten Diffusionsgradientenpulses, – Einstrahlen eines ersten 180°-Hochfrequenz-Refokussierpulses, – Schalten eines Schichtselektionsgradientenpulses während des ersten 180°-Hochfrequenz-Refokussierpulses, – Anlegen eines zweiten Diffusionsgradientenpulses, – Schalten eines ersten alternierenden Auslesegradientenpulszuges, – Einstrahlen eines zweiten 180°-Hochfrequenz-Refokussierpulses, – Schalten eines Schichtselektionsgradientenpulses während des zweiten 180°-Hochfrequenz-Refokussierpulses, – Schalten eines zweiten alternierenden Auslesegradientenpulszuges, – Wiederholen der Schritte von Einstrahlen des ersten 90°-Hochfrequenz-Anregungspulses bis Schalten des zweiten alternierenden Auslesegradientenpulszuges bis die gesamte k-Matrix abgetastet ist.
Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass unmittelbar vor jedem ersten Auslesegradienten-Pulszug ein Dephasierpuls sowie unmittelbar nach jedem ersten Auslesegradienten-Pulszug ein Rephasierpuls derart geschaltet wird, dass ein jeweiliger Offset in Ausleserichtung entsteht, so dass jeder erste Auslesegradienten-Pulszug einen Teilbereich der k-Matrix in k_x-Richtung mäanderförmig derart abtastet, dass durch die Gesamtheit der ersten Auslesegradienten-Pulszüge die gesamte k-Matrix abgetastet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 11 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass unmittelbar vor jedem zweiten Auslesegradienten-Pulszug ein Dephasierpuls sowie unmittelbar nach jedem zweiten Auslesegradienten-Pulszug ein Rephasierpuls derart geschaltet wird, dass ein konstanter Offset in Ausleserichtung entsteht, so dass quasigleichzeitig zu jedem ersten Auslesegradienten-Pulszug durch jeden zweiten Auslesegradienten-Pulszug stets ein zum jeweiligen Teilbereich eines ersten Auslesegradienten-Pulszuges bewegungsspezifisch zugehöriger mittlerer Teilbereich der k-Matrix in k_x-Richtung mäanderförmig abgetastet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 11 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die mäanderförmige Abtastung des jeweiligen Teilbereiches durch ein Schalten kurzer Phasenkodiergradienten-Pulse (GP) während eines jeden Nulldurchgangs des jeweiligen Auslesegradienten-Pulszuges realisiert wird.