DE102004021012B4

DE102004021012B4 - Magnetische Resonanz-Diffusionsbildgebung mit Wirbelstromkompensation

Info

Publication number: DE102004021012B4
Application number: DE102004021012A
Authority: DE
Inventors: Stephen Edward Bunya Rose; Mark Philip Corinda Griffin; Katie Louise Indooroopilly McMahon
Original assignee: University of Queensland UQ
Current assignee: University of Queensland UQ
Priority date: 2003-05-12
Filing date: 2004-04-29
Publication date: 2009-04-23
Anticipated expiration: 2024-04-30
Also published as: GB0409579D0; GB2403549B; US20040227510A1; DE102004021012A1; GB2403549A; US6815952B1

Abstract

Verfahren zur wirbelstromkompensierten Diffusionsbildgebung mittels Magnetresonanz, wobei das Verfahren die folgenden Schritte aufweist:
a) Erhalten eines Spinechosignals in einem Auslesezeitfenster durch Anregen eines Kernresonanzsignals mittels eines ersten Hochfrequenzimpulses und durch Refokussieren dieses Signals mittels mindestens eines zweiten Hochfrequenzimpulses und eines dritten Hochfrequenzimpulses;
b) Anlegen von Bildgebungs-Gradientenfeldern zum räumlichen Codieren der Abbildung in Scheiben-, Lese- und Phasenrichtungen;
c) Anlegen von mindestens vier zusätzlichen Gradientenfeldern einer spezifischen Richtung und Amplitude durch Aktivieren von Gradientenimpulsen zwischen jedem der Hochfrequenzimpulse und vor dem Auslesefenster, wobei die Gradientenimpulse eine Polarität haben, die zwischen aufeinanderfolgenden Gradientenimpulsen wechselt, wobei die Gesamtheit der Gradientenimpulse ein Gradientenzeitintegral von Null zwischen der Zeit der Anregung und dem Mittelpunkt des Auslesezeitfensters hat, wobei mindestens zwei der Gradientenimpulse unterschiedliche Zeitintegrale haben;
d) Ändern der Gradientenrichtung der zusätzlichen Gradientenfelder; und
e) Wiederholen der Schritte a) bis c), wobei die Gradientenrichtung systematisch so verändert wird, dass die zusätzlichen Gradientenrichtungsvektoren...

Description

Hintergrund der Erfindung
Diffusionstensor-Bildgebung (diffusion tensor imaging DTI) hat eine Anzahl von wichtigen Anwendungen einschließlich der Charakterisierung der Auswirkung von ischämischen Attacken und Voraussagen der Konnektivität des Gehirns. Trotz ihrer klinischen Bedeutung können Diffusionsabbildungen aufgrund des schnellen Schaltens der Magnetfeldgradienten stark verzerrt werden. Dieses Schalten induziert Wirbelströme in leitenden Materialien (wie Faradayschirmen, HF-Spulen, Hauptmagnetwicklungen und Shimspulen) in dem Feld, welche wiederum induzierte Magnetfelder erzeugen, die mit der Zeit abklingen. Das Abklingen dieser Magnetfelder kann als eine Exponential-Reihe mit relativ langen Zeitkonstanten beschrieben werden (normalerweise zehntel oder hundertstel Millisekunden)^1,2. Die induzierten zeitlich variierenden Felder enthalten zwei Komponenten: einen Feldgradienten entgegengesetzt zu dem angelegten Gradienten und eine Verschiebung in dem Hauptmagnetfeld B₀(t). Dies führt zu einer unerwünschten Phasendispersion der Netto-Magnetisierung, welche eine schwache Anregung der Spins, unvollständige Neuphasierung der Echos, Signalverlust und Bildverzerrung zur Folge hat. In Abhängigkeit von der Richtung des Wirbelstroms relativ zur Bildgebungsebene kann die Abbildung geschert, skaliert oder in Phasenkodierrichtung verschoben sein. Bei der Diffusions-Tensorbildgebung sind die Diffusionsgradientenamplituden oft bedeutend größer als die Bildgebungsgradienten und werden oft gleichzeitig in mehrere Richtungen angelegt. Dies führt zu einer komplizierten Kombination von Scherung, Skalierung und Translation.
Aus DE 198 346 198 A1 ist ein MR-Diffusionbildgebungsverfahren bekannt, bei dem durch Anregung eines Kernresonanzsignals mit einem ersten Hochfrequenzpuls und Refokussierung durch mindestens zwei weitere Hochfrequenzpulse in einem Auslesefenster ein Spinechosignal gewonnen wird, wobei vor dem Auslesefenster Diffusionsgradientenpulse wechselnder Polarität in mindestens einer Richtung geschaltet werden.
M. Cercignani, M. A. Horsfield, "An optimized pulse sequence for isotropically weighted diffusion imaging", J Magn. Reson. 140 (1999), S. 58 bis 68, beschreibt eine optimierte Pulssequenz für MR-Diffusionsbildgebung, bei der die Diffusionsgradienten jeweils Paare von bipolaren Pulsen mit gleicher Amplitude und Dauer umfassen.
Angesichts der obengenannten Aspekte des Stands der Technik ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine wirbelstromkompensierte und optimierte Bildgebungssequenz einzuführen, welche eine verbesserte Bildgebung durch Optimieren der Rauschabstände des detektierten Signals erreicht und gleichzeitig Verzerrungen bei der Bildgebung aufgrund der den Wirbelströmen zugeordneten Magnetfeldern vermeidet.
Zusammenfassung der Erfindung
Die Aufgabe der Erfindung wird erreicht durch ein Verfahren zur wirbelstromkompensierten Diffusionsbildgebung mittels Magnetresonanz, bei dem ein Spinechosignal in einem Auslesezeitfenster durch Anregen eines Kernspinresonanzsignals mittels eines ersten Hochfrequenzimpulses erhalten wird. Der erste Hochfrequenzimpuls wird mittels mindestens eines zweiten Hochfrequenzimpulses und eines dritten Hochfrequenzimpulses refokussiert. Gradientenfelder werden angelegt, deren Felder eine Richtung und Stärke haben und mittels Gradientenimpulsen aktiviert werden, wobei die Gradientenimpulse zwischen jedem der Hochfrequenzimpulse und vor dem Auslesezeitfenster angeordnet sind. Zum Erzeugen eines Echos in der richtigen Position in dem Auslesezeitfenster hat die Gesamtheit der Gradientenimpulse ein Gradientenzeitintegral zwischen einer Zeit der Anregung und dem Mittelpunkt des Auslesefensters welches gleich Null ist. Bei dieser Sequenz werden Gradientenimpulse aus zwei Gründen angelegt:

1) Erzeugen einer Spinechoabbildung: Diese Gradienten werden als Bildgebungsgradienten bezeichnet und zur Frequenzcodierung, zur Phasencodierung in mindestens einer Richtung und zur Scheibencodierung angelegt. Eine Anzahl von Echos kann für einen Anregungs-HF-Impuls erzeugt werden durch Verwendung von wechselnden Frequenzcodiergradienten für jedes Echo (Echoplanar-Auslesung).
2) Erzeugen von Diffusionsgewichtung: Die mindestens vier Diffusionsgradientenimpulse haben eine Polarität, die zwischen folgenden aufeinander Gradientenimpulsen abwechselt. Obwohl die Gesamtheit der Gradientenimpulse ein Gradientenzeitintegral zwischen einer Zeit der Anregung und dem Mittelpunkt des Auslesefensters von Null haben, haben mindestens zwei der Gradientenimpulse unterschiedliche Gradientenzeitintegrale zum Reduzieren der Probleme aufgrund der stimulierten Echos. Bei einem folgenden Verfahrensschritt gemäß der Erfindung wird die Gradientenrichtung geändert und die vorherigen Schritte werden wiederholt, um die Gradientenrichtungsvektoren über einer Kugel gleichmäßig zu verteilen.

Die Verwendung von Diffusionsgradientenimpulsen mit wechselnden Polaritäten wie oben beschrieben und mit einem gesamten Gradientenzeitintegral von Null, wobei mindestens zwei der Gradientenimpulse unterschiedliche Gradientenzeitintegrale ha ben, bietet ein Diffusionsbildgebungsverfahren, welches zur Vermeidung von Verzerrungen in der Abbildung aufgrund von Wirbelstromerzeugung wirksam ist. Die Kombination dieser Merkmale mit einer sich systematisch ändernden Gradientenrichtung, so dass die Gradientenvektoren gleichmäßig über einer Kugel verteilt sind, verhindert Abbildungsverzerrungen aufgrund von Richtungsunterschieden des Diffusionstensors.
Erfindungsgemäß werden zeitliche Anordnungen der Hochfrequenzimpulse, die Zeit zum Mittelpunkt des Auslesefensters sowie die Zeit der Gradientenimpulse unter Ausnutzung der zweidimensionalen Korrelation zwischen den Zeitabhängigkeiten des Rauschabstands und der Wirbelstromverzerrung angepasst, um den Diffusionsparameter-Rauschabstand zu maximieren und Wirbelstrom-Feldverzerrungen im Mittelpunkt des Auslesefensters zu minimieren. Der Rauschabstand tendiert dazu, mit zunehmender Zeitdauer der Impulssequenz zu sinken. Spätere Auslesezeitfenster sind jedoch weiter von möglichen Wirbelstromverzerrungen, bewirkt durch Schalten der Gradientenfelder, entfernt. Deshalb muss ein Kompromiss gefunden werden zwischen dem Erfordernis eines guten Rauschabstands und gleichzeitigem Vermeiden von Wirbelstrom-Feldverzerrungen. Durch Ausgleichen dieser zwei widersprüchlichen Anforderungen kann eine optimierte Impulssequenz erhalten werden.
Bei einer bevorzugten Weiterbildung dieser letzten Ausführungsform werden die zeitlichen Anordnungen iterativ und systematisch variiert, um ein relatives Maximum des Rauschabstands und ein relatives Minimum der Wirbelstrom-Feldverzerrungen zu erhalten. Diese Variation nützt die zweidimensionale Korrelation zwischen den Zeitabhängigkeiten des Rauschabstands und der Wirbelstromverzerrung zum Optimieren der Impulssequenz aus. Durch iteratives und systematisches Variieren der zeitlichen Anordnungen der Hochfrequenzimpulse und Gradientenfelder relativ zum Auslesezeitfenster kann eine optimierte Sequenz erhalten werden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden die zeitlichen Anordnungen analysiert als eine Funktion von Echozeiten, definiert von den Orten der HF-Refokussierimpulse. Diese Ausführungsform ist vorteilhaft, da sie das Verhältnis zwischen der Echozeit und der transversalen Relaxationszeit und ihren Auswirkungen auf den Rauschabstand in Betracht zieht. Die HF-Refokussierimpulszeit bei Spinechosequenzen definiert die Echozeit und beeinflußt somit die Gesamtzeitdauer der Impulssequenz und des zugehörigen Rauschabstands beim Auslesen.
Bei einer weiteren Weiterbildung werden die zeitlichen Anordnungen als eine Funktion der Gradientenfelddauern analysiert. Die Gradientenfelddauern beeinflussen das Integral des Diffusionsgradientenfelds und somit die Gesamtstärke der diffusionsbezogenen Signale, während sie ebenfalls die Gesamtzeitdauer der Diffusionssequenz direkt beeinflussen und somit die zugehörigen Rauschabstände beim Auslesen.
Bei einer weiteren Weiterbildung werden die zeitlichen Anordnungen als eine Funktion einer Wirbelstrom-Abschwächungszeit analysiert. Auf diese Weise wird ein zusätzlicher Parameter, der die Zeitabhängigkeit der Wirbelströme beeinflusst, in Betracht gezogen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die zeitlichen Anordnungen als Funktion einer Anzahl von Messungen analysiert. Die gesamte Anzahl von Messungen, die zum Bestimmen des Diffusionstensors herangezogen wird, beeinflusst den Rauschabstand beim Auslesen. Durch Miteinbeziehen der Anzahl der Messungen beim Definieren der zeitlichen Anordnungen für den Gradienten und HF-Anregungsimpulse kann die iterative Optimierung dieser Parameter verbessert werden.
Bei einer zugehörigen Weiterbildung werden die zeitlichen Anordnungen als eine Funktion eines Gradientenzeitintegrals analysiert. Wie zuvor erwähnt, hängt die Gesamtzeitdauer der Sequenz sowie die Stärke der Gradientenfelder, die zu einer beobachtbaren Diffusionswirkung führen, direkt vom Gradientenzeitintervall ab. Berücksichtigung dieses Integrals beim Festlegen der Details der Impulssequenz hat somit verbesserte Rauschabstände und entsprechende Abbildungsqualität zur Folge.
Bei einem verbesserten Verfahren werden die zeitlichen Anordnungen als Funktion der Diffusionsfähigkeit analysiert. Es ist klar, dass die Abbildungsqualität insgesamt nicht nur von der Zeitdauer der Impulssequenz und den anderen obengenannten Parametern abhängt, sondern auch von der Diffusionsfähigkeit des gemessenen Spinsystems, da die Empfindlichkeit, mit welcher der Diffusionstensor festgelegt werden kann, nicht nur von den Zeitverhältnissen der verschiedenen Impulse in der Diffusionsabbildungsimpulssequenz abhängt sondern auch von dem Messergebnis selbst. Deshalb sollte dieses Merkmal berücksichtigt werden, wenn man eine optimierte Impulssequenz erhalten will.
Bei einer Weiterbildung (wie oben in Verbindung mit Echozeiten erwähnt), werden die zeitlichen Anordnungen als Funktion einer transversalen Relaxationszeit analysiert. Da der Rauschabstand von der transversalen Relaxationszeit abhängt, erlauben längere transversale Relaxationszeiten Impulssequenzen von längerer Dauer. Durch Berücksichtigen dieser Effekte kann die Impulssequenzdauer für das zu untersuchende Spinsystem optimiert werden.
Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die zeitlichen Anordnungen der unterschiedlichen Gradienten und HF-Anregungsimpuls analysiert und mittels der folgenden Formel optimiert:
wobei σ_D ein Diffusionsmessungsfehler ist, b_max ein Gradientenzeitintegral eines Diffusionsgradienten, N eine vorbestimmte Anzahl an Messungen, N_H eine Untergruppe von Messungen, erhalten bei b_max, S₀ eine Anfangs-Signalamplitude von sich bewegenden Spins in einer diffusionsgewichteten Sequenz, D eine Diffusionsfähigkeit, TE eine Echozeit, T₂ eine transversale Relaxationsrate und σ² eine Varianz eines Rauschabschnitts eines gemessenen Signals. Durch Berücksichtigen dieser Parameter und ihrer gegenseitigen funktionalen Abhängigkeit in der obengenannten Gleichung kann die Abbildungsqualität genauer optimiert werden.
Bei einer bevorzugten Variante dieser letzten Ausführungsform wird die folgende Formel ebenfalls verwendet, um die optimalen zeitlichen Anordnungen festzustellen:
wobei H(t) ein Magnetfeld aufgrund von Wirbelströmen, λ_i eine Abklingrate der Wirbelströme, die durch einen Anstieg und Abfall der Gradienten ausgelöst wird, i ein Index einer Anzahl von unterschiedlichen Abklingraten, die für jeden Gradientenschaltpunkt erzeugt werden, t_Dj eine Dauer eines j-ten Diffusionsgradienten, t₁₈₀ eine Zeit eines HF-Refokussierimpulses und t_s eine Verzögerung vor einem Mittelpunkt eines Echos oder eines Mittelpunkts des k-Raums sind.
Durch Verwendung der obengenannten Formel kann die Zeitabhängigkeit der verzerrenden Magnetfelder, die den Wirbelströmen zugeordnet sind, zum zeitlichen Abstimmen der Gradienten und HF-Anregungssignale sowie der Auslesezeit berücksichtig werden zum Vermeiden von Bereichen, in welchen Wirbelströme die Ergebnisse der Diffusions-Bildgebungs-Messung wahrscheinlich durcheinander bringen oder stören. Beide Parameter sowie ihre funktionale Abhängigkeit werden berücksichtigt.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden die Gradientenfeldstärken so angepaßt und ausgewählt, dass sie die Diffusions- Bildgebungssensitivität maximieren. Diese Weiterbildung der Erfindung nimmt die Abhängigkeit des Ergebnisses der Diffusions-Bildgebungsmessung von der Diffusionsfähigkeit des zu messenden Mediums in Betracht, was wiederum eine optimale Gradientenfeldstärke definiert, welche die intrinsische Diffusionsleistung des untersuchten Spinsystems in Betracht zieht.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden drei Diffusionsgradienten in drei orthogonalen räumlichen Richtungen gleichzeitig angelegt und die relativen Feldstärken dieser Gradienten werden zwischen aufeinanderfolgenden Iterationen des Verfahrens geändert, obwohl die gesamte Summenvektorgradientenfeldstärke konstant gehalten wird, um einen maximalen b-Wert beizubehalten. Diese besondere Maßnahme hat den Vorteil, dass eine minimale Anzahl an Gradienten verwendet wird, um einen Gradientenvektor in einer beliebigen räumlichen Richtung zu erzeugen und dabei eine gleichmäßige Füllung der Richtungsvektoren der Gradienten über einer Kugel zu erreichen, so dass die Ergebnisse der Diffusions-Bildgebungsmessung nicht von Richtungsanisotropien in dem Diffusionstensor abhängen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform dieser letztgenannten Verfahrensvariante sind die drei Gradienten ein Frequenzgradient, ein Phasengradient und ein Scheibenauswahlgradient. Diese Ausführungsform hat den Vorteil, dass für gewöhnlich bereits existierende Gradienten verwendet werden, um eine willkürliche Gradientenvektorrichtung zu bewirken.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform des Verfahrens wird ein Scheibenauswahlgradient während einer Zeitdauer des Hochfrequenzimpulses angelegt. Diese Maßnahme hat den Vorteil, dass eine Bildgebungsscheibe durch Anregung von Spins in dieser Scheibe durch Einstellen der Frequenz des Anregungsimpulses in Abhängigkeit der gesamten Feldstärke in der Scheibe genauer definiert wird.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird ein Diffusionsgradientenimpuls einer ersten Polarität zwischen dem ersten Hochfrequenzimpuls und dem zweiten Hochfrequenzimpuls aktiviert, wobei zwei Gradientenimpulse von unterschiedlicher Polarität nacheinander zwischen einem zweiten Hochfrequenzimpuls und einem dritten Hochfrequenzimpuls aktiviert werden, wobei die zusätzlichen zwei Gradientenimpulse mit einer Polarität beginnen, die entgegengesetzt zu der ersten Polarität des ersten Gradientenimpulses ist. Darüberhinaus wird ein weiterer Gradientenimpuls zwischen einem dritten Hochfrequenzimpuls und dem Auslesefenster aktiviert. Diese Ausführungsform liefert eine einfache Impulssequenz, welche die Bedingungen zum Minimieren der Erzeugung von Wirbelströmen und der zugehörigen verzerrenden Magnetfelder bei Signal-Auslesung erfüllt. Das gesamte Gradientenintegral der vier Diffusionsgradientenimpulse muß bei dem Auslesefenster gleich Null sein und vorzugsweise müssen zwei einzelne Zeitintegrale unterschiedlich sein, um stimulierte Echos zu vermeiden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird durch das Aktivieren eines Phasencodiergradienten vor dem Auslesezeitfenster und Aktivieren eines Auslesegradienten während diesem Auslesezeitfenster räumlich ein Spinechosignal codiert. Für jeden Anregungsimpuls kann entweder ein Auslesegradient zum Erhalten eines Echos oder ein Zug von wechselnden Polaritäts-Auslesegradienten (echoplanares Auslesen) für einen Echozug angelegt werden. Bei einem Echoplanar-Auslesen erfolgt die Phasencodierung für jedes Echo zwischen jedem Echo. Durch diese Maßnahme werden Standardtechniken bei der Spinecho-Bildgebung ausgenutzt, um eine direkte und ökonomische Datenerfassung zu erleichtern.
Weitere Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der zugehörigen Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform in Verbindung mit den Zeichnungen. Die in der nachfolgenden bevorzugten Ausführungsform, in den Figuren und den beiliegenden Ansprüchen offenbarten Merkmale können entweder einzeln oder zusammen in jeglicher Kombination für die Erfindung wesentlich sein. Die offenbarten erfindungsgemäßen Ausführungsformen stellen keine abschließende Aufzählung aller möglichen erfindungsgemäßen Konfigurationen dar, sondern haben beispielhaften Charakter zur Darstellung der Erfindung. Die Erfindung wird im folgenden in Verbindung mit den Zeichnungen näher beschrieben.
Kurze Beschreibung der Zeichnung:
1 zeigt eine schematische Impulssequenz entsprechend der herkömmlichen Stejskal-Tanner-Diffusionssequenz;
2 zeigt schematisch ein Wirbelstrom-Korrekturdiffusionsschema, das zuerst von Heid vorgeschlagen wurde;
3 zeigt die ECCO DTI Sequenz gemäß der vorliegenden Erfindung (einschließlich eines echoplanaren Auslesens);
4a zeigt ein FA Kennfeld einer inneren Kapsel unter Verwendung einer in 6 Richtungen diffusionsgewichteten nicht optimierten Sequenz;
4b zeigt ein FA Kennfeld vergleichbar zu dem von 4a, jedoch unter Verwendung einer optimierten Jones DTI Sequenz;
5a zeigt einen Stromabfall aufgrund von Diffusionsgradienten, die der Jones-Sequenz zugeordnet sind;
5b zeigt einen Wirbelstromabfall aufgrund von Diffusionsgradienten, die der Heid-Sequenz zugeordnet sind;
6a zeigt eine Abbildung ohne Diffusionsgewichtung;
6b zeigt eine diffusionsgewichtete Abbildung mit einem Wirbelstrom-Korrekturschema;
6c zeigt eine Abbildung gemäß dem Jones-Schema ohne Wirbelstromkorrektur gemessen in einer ersten Gradientenrichtung und erhalten mit demselben b-Wert wie 6b;
6d zeigt eine Abbildung unter Verwendung des Jones-Korrekturschemas ohne Wirbelstromkorrektur in einer zweiten Gradientenrichtung und erhalten mit demselben b-Wert wie in 6b;
6e zeigt eine Abbildung gemäß dem Jones-Schema ohne Wirbelstromkorrektur, erhalten mit demselben b-Wert wie 6b, in einer dritten Gradientenrichtung; und
6f zeigt eine Abbildung gemäß dem Jones-Schema ohne Wirbelstromkorrektur, erhalten mit demselben b-Wert wie 6b in einer vierten Gradientenrichtung.
Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels
Um die Diffusion in einem anisotropen Medium vollständig zu charakterisieren, muß der Diffusionstensor D mit maximierter Genauigkeit erhalten werden.
Jedes Element der Matrix bezieht sich auf den Diffusionsfluss für einen Konzentrationsgradienten in einer gegebenen Richtung, wobei xx, yy, und zz sich auf die x, y und z-Achsen beziehen und die außerdiagonalen Elemente sich auf die Querterme zwischen unterschiedlichen Richtungen beziehen.
Die Signalreduktion durch die erhöhte Dephasierung der sich bewegenden Spins in einer diffusionsgewichteten Sequenz ist proportional zu dem Gradientenzeitintegral des Diffusionsgradienten b.
Herkömmliche Diffusionsexperimente beinhalten das Durchführen einer Reihe von Messungen. Ein Bereich von unterschiedlichen b-Werten wird in jeder von 6 oder 12 Richtungen angelegt^3,4,5.
Ein optimierter Ansatz zur anisotropen Diffusionsmessung wurde von Jones et al. ⁶ auf der Basis der Stejskal-Tanner ⁷ Diffusionssequenz (siehe 1) entwickelt. Sie versucht, den Fehler in dem Diffusionstensor zu minimieren und richtungsabhängige systematische Fehler zu entfernen. Bito et al. ⁸ stellte fest, dass der Fehler in der Diffusionsmessung (σ_D) durch Verwenden von zwei Sätzen von Diffusionsmessungen minimiert wird, einem ohne Diffusionsgradienten, einem mittels eines konstanten b-Werts (b_MAX). Der Fehler kann ausgedrückt werden als:
wobei für eine vorgegebene Anzahl an Messungen (N) eine Untermenge (N_H) bei dem konstanten b-Wert erhalten wurde. Diese Gleichung zieht die Tatsache in Betracht, dass das Signal (So) relativ zu der Echozeit (TE) abfällt und dass der Fehler ebenfalls von der Natur des zu untersuchenden Gewebes abhängt, insbesondere der Diffusionsfähigkeit (D) und der transversalen Relaxationsrate (T₂).
Um den richtungsabhängigen systematischen Fehler, der bei den herkömmlichen Diffusionsverfahren existiert, auszuschließen, werden bei dem Jones Verfahren drei Diffusionsgradienten (x, y und z) gleichzeitig angelegt, so dass die Diffusionsgradientenvektoren gleichmäßig über eine Kugel verteilt sind. Dies stellt sicher, dass die Winkel zwischen den angelegten Gradientenrichtungen gleich beabstandet sind. Der Unterschied zwischen dem herkömmlichen Ansatz und dem Jones-Verfahren ist in 4 gezeigt, wobei die fraktionalen Anisotropie-Kennfelder eine erhöhte Definition der Bahnen weißer Hirnsubstanz zeigen, wo die Diffusionssequenz auf der Basis eines minimalen Fehlers und Entfernen des richtungsabhängigen systematischen Fehlers optimiert wurde. 4a und 4b zeigten repräsentative FA Kennfelder, die eine erhöhte Definition (erhöhte Genauigkeit im Maß der Anisotropie) der Bahnen weißer Hirnsubstanz in der inneren Kapsel anzeigen, die mit der optimierten Jones DTI Sequenz gemessen wurde. 4a wurde mit einer in 6 Richtungen diffusionsgewichteten Sequenz erhalten (5 b-Werte, insgesamt 31 Abbildungen pro Scheibe) mit 0.89 × 0.89 × 5 mm Auflösung, TR/TE Werten von 5,000/106 ms, b_max von 1100 und einer AQ Zeit von 2.32 Minuten (19 Scheiben). 4b ist ein Ergebnis einer 30 b-Wert optimierten DTI-Sequenz mit 0.89 × 0.89 × 5 mm Definition, TR/TE von 5,000/106 ms, b_max von 1100 und einer AQ Zeit von 2.27 Minuten (19 Scheiben).
Zusätzlich zu der kumulativen Wirkung der Fehler bei der Signalmessung gibt es auch bedeutende Verzerrungen durch Erzeugung von Wirbelströmen, die in den leitfähigen Materialien induziert werden. Dies stellt insbesondere ein Problem bei dem optimierten Jones Verfahren dar, das zu einer komplizierten Kombination von Verzerrungseffekten führt, da drei Gradientenrichtungen gleichzeitig angelegt werden (siehe 6(c)–(f)).
Positive und negative Wirbelströme werden durch den Anstieg und Abfall einer trapezförmigen Gradientenwellenform induziert. Bei einer relativ kurzen Gradientenwellenform tendieren die Wirbelströme von Anstieg und Abfall dazu, sich ausgleichen. ⁹ Jedoch gleichen sich die erzeugten Wirbelströme im Fall von relativ langen Diffusionsgradienten in dem Stejskal-Tanner ⁷ Schema nicht effektiv aus, und der restliche Wirbelstrom ist proportional zu der Gradientenamplitude und -dauer. Heid ^10,11 entwickelte ein Wirbelstrom-korrigiertes Diffusionsschema, welches kürzere Diffusionsgradienten von oszillierender Polarität verwendet, die in einem Schema enthalten sind mit einer ungeraden Anzahl von Refokussierimpulsen (siehe 2).
Das folgende multiexponentielle Modell kann den Wirbelstromabfall annähern: H(t) = Σkie–λit (5)
Hier ist λ_i die Abfallrate der Wirbelströme, die ausgelöst werden durch den Anstieg und Abfall der Gradienten, wobei eine Anzahl von unterschiedlichen Abfallraten i für jeden Gradientenschaltpunkt erzeugt wird. Wirbelstrom-Abbildungsverzerrung ist nicht sichtbar, wenn der Abfall bis zum Zeitpunkt des Auslesegradienten T ausreichend war.
Für die Sequenz der Diffusionsimpulse, gezeigt in 2, kann die folgende Gleichung abgeleitet werden:
wobei t_Dj die Dauer des jten Diffusionsgradienten ist, t₁₈₀ die Zeit des HF-Refokussierimpulses und t_s die Verzögerung vor dem Echomittelpunkt oder dem Mittelpunkt des k-Raums, wenn ein EPI-Ausleseverfahren verwendet wird. Das Vorzeichen wechselt, da die von einem Impuls induzierten Wirbelströme von denen kompensiert werden, die von einem nachfolgenden Impuls von umgekehrter Polarität induziert werden. Die bedeutendsten Abbildungsverzerrungen finden statt, wenn λ_iT ~ 1. Gleichung 6 ist gezeigt für einen vorgegebenen Parametersatz in 5(b) für einen λ_i Wert von 1/T, wobei T = tD1 + tD2 + tD3 + tD4 + 2t180 + ts (7)
Wie durch einen Vergleich von (a) und (b) in 5 ersichtlich ist, ergibt der bipolare Ansatz von Heids Verfahren minimale Wirbelströme zur Auslesezeit. Für bestimmte Parametersätze werden die Wirbelströme Null. Grob diffusionsgewichtete Abbildungen, die mittels Heids Wirbelstrom-optimiertem Schema erhalten wurden, werden in 6 mit denjenigen verglichen, die mit dem Jones Verfahren erhalten wurden.
Damit die Reihe von wechselnden Gradienten in Kombination mit Refokussier-HF-Impulsen in 2 eine Diffusionsgewichtung erhält, müssen die stationären Spins komplett neu phasiert werden. Dies trifft zu, vorausgesetzt, daß der gesamte Bereich unter den Diffusionsgradienten angepaßt ist. Das heißt für eine gegebene Gradientenamplitude: tD1 + tD2 – tD3 – tD4 = 0 (8)
Die Phasenverschiebung, die durch sich bewegende Spins erfahren wird, hängt von ihrer Position in dem Feldgradienten ab, welche sich in und zwischen jedem Diffusionsgradientenimpuls ändert. Am Ende der Diffusionssequenz haben sich bewegende Spins eine Phasenverschiebung, die größer als Null und proportional zum Ausmaß der Diffusion ist.
Aufgrund von unvollständigen 180 Grad Impulsen kann durch Anlegen von drei HF-Impulsen (wie in 2) ein stimuliertes Echo erzeugt werden. Dies ergibt weitere Komplikationen bei Diffusionsmessungen, dies wird jedoch vermieden, wenn mindestens zwei der Diffusionsimpulse unterschiedliche Gradientenzeitintegrale haben. ^10,11
Wenn der Beitrag von der Rampenzeit ignoriert wird, erzeugen die vier Gradientenkeulen in 2 einen b-Faktor wie folgt:
Mit den Ansätzen von Jones und Heid wird versucht, die Genauigkeit der Diffusionsmessung durch Angehen zweier unterschiedlicher Anliegen zu optimieren. Das erste Verfahren versucht, den kumulativen Fehler in dem Diffusionstensor bei gegebenem inhärentem Fehler in dem Signal eines gegebenen Volumenelements zu reduzieren, während der letztere versucht, den inhärenten Fehler durch Reduzieren der Abbildungsverzerrung, die von Wirbelströmen von den Diffusionsgradienten erzeugt wird, zu reduzieren. In diesem Patent wurden diese zwei Lösungswege kombiniert, um eine wirbelstromkorrigierte und optimierte Sequenz zum Messen anisotroper Diffusion zu erzeugen (ECCO DTI, siehe 3).
Eine Kombination dieser zwei Lösungswege führt zu einer Reihe von Gleichungen, die die Beschränkungen der wirbelstromkorrigierten optimierten Sequenz beschreiben. Gleichungen (4) und (6) sind tatsächlich unvereinbar, wodurch der Wirbelstromabfall nicht komplett minimiert werden kann ohne inakzeptablen Signalverlust des T₂ Abfalls und Zunahme des Diffusionsmessungsfehlers. Ein iterativer Ansatz zum Manipulieren von Parametern zum Erfüllen der obengenannten Gleichungen wurde angewendet und die Gradientenausrichtungen wurden für jeden Wert von N_H wie oben beschrieben bestimmt.
REFERENZEN

1. CP Bean, RW Deblois and LB Nesbitt, J Appl Phys, 30, 1976 (1959)
2. J LaPage, A Bernalite, and DA Lindholm, Rev Sci Instrum, 39 1019 (1968)
3. PJ Basser, J Mattiello, D LeBihan, "MR Diffusion Tensor Spectroscopy and Imaging", Biophysical Journal, 66:259–267 (1994).
4. C Pierpaoli, P Jezzard, PJ Basser, A Barnett, G Di Chiro, "Diffusion Tensor MR Imaging in the Human Brain:", Radiology, 201: 637–648 (1996).
5. NG Papadakis, D Ng, C Haung, LD Hall, TA Carpenter, "A comparative study of acquisition schemes for diffusion tensor imaging using MRI", Journal of Magnetic Resonance, 137:67–82 (1999).
6. DK Jones, MA Horsfield, A Simmons, "Optimal Strategies for Measuring Diffusion in Anisotropic Systems by Magnetic Resonance Imaging", Magnetic Resonance in Medicine, 42:515–525 (1999).
7. Stejskal et al., "Spin Diffusion Measurements: Spin Echoes in the Presence of a Time-Dependent Field Gradient", Journal of Chemical Physics, 42(1): 288–292 (1965).
8. Y. Bito, S. Hirata, E. Yamamoto, "Optimal gradient factors for ADC measurements", Proceedings of the 3^rd Annual meeting of ISMRM, Nice, France, p913, (1995).
9. A. L. Alexander, J. S. Tsuruda, D. L. Parker, "Elimination of Eddy Current Artifacts in Diffusion-Weighted Echo-Planar Images: The Use of Bipolar Gradients", Magnetic Resonance in Medicine, 38:1016–1021 (1997).
10. O. Heid, "Eddy Current-Nulled Diffusion Weighting", Proc. Int. Soc. Mag. Reson. Med., 8:799 (2000).
11. O. Heid, "Diffusion detection by means of magnetic resonance", US Patent 6,265,872 , July 24 (2001).

Claims

Verfahren zur wirbelstromkompensierten Diffusionsbildgebung mittels Magnetresonanz, wobei das Verfahren die folgenden Schritte aufweist: a) Erhalten eines Spinechosignals in einem Auslesezeitfenster durch Anregen eines Kernresonanzsignals mittels eines ersten Hochfrequenzimpulses und durch Refokussieren dieses Signals mittels mindestens eines zweiten Hochfrequenzimpulses und eines dritten Hochfrequenzimpulses; b) Anlegen von Bildgebungs-Gradientenfeldern zum räumlichen Codieren der Abbildung in Scheiben-, Lese- und Phasenrichtungen; c) Anlegen von mindestens vier zusätzlichen Gradientenfeldern einer spezifischen Richtung und Amplitude durch Aktivieren von Gradientenimpulsen zwischen jedem der Hochfrequenzimpulse und vor dem Auslesefenster, wobei die Gradientenimpulse eine Polarität haben, die zwischen aufeinanderfolgenden Gradientenimpulsen wechselt, wobei die Gesamtheit der Gradientenimpulse ein Gradientenzeitintegral von Null zwischen der Zeit der Anregung und dem Mittelpunkt des Auslesezeitfensters hat, wobei mindestens zwei der Gradientenimpulse unterschiedliche Zeitintegrale haben; d) Ändern der Gradientenrichtung der zusätzlichen Gradientenfelder; und e) Wiederholen der Schritte a) bis c), wobei die Gradientenrichtung systematisch so verändert wird, dass die zusätzlichen Gradientenrichtungsvektoren gleichmäßig über einer Kugel verteilt sind, und Einstellung der zeitlichen Anordnungen der Hochfrequenzimpulse, des Auslesezeitfensters und der Gradientenfelder unter Ausnutzung der zweidimensionalen Korrelation zwischen den Zeitabhängigkeiten des Rauschabstands und der Wirbelstromverzerrung, um einen diffusionsparameterbeeinflussten Rauschabstand zu maximieren und die Wirbelstrom-Feldverzerrung im Mittelpunkt des k_x- oder k-Raums zu minimieren.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die zeitlichen Anordnungen iterativ und systematisch variiert werden, um ein relatives Maximum des Rauschabstands und ein relatives Minimum der Wirbelstrom-Feldverzerrung zu erhalten.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die zeitlichen Anordnungen als Funktion von Echozeiten analysiert werden.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die zeitlichen Anordnungen als Funktion von Gradientenfelddauern in Abhängigkeit der Echozeiten analysiert werden.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die zeitlichen Anordnungen als Funktion einer Wirbelstrom-Abfallzeit analysiert werden.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die zeitlichen Anordnungen als Funktion einer Anzahl von Messungen analysiert werden.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die zeitlichen Anordnungen als Funktion eines Gradientenzeitintegrals analysiert werden.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die zeitlichen Anordnungen als Funktion der Diffusionsfähigkeit der zu messenden Probe analysiert werden.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die zeitlichen Anordnungen als Funktion einer transversalen Relaxationszeit analysiert werden.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die zeitlichen Anordnungen mittels der folgenden Formel analysiert werden:
wobei σ_D ein Fehler einer Diffusionsmessung ist, b_max ein Gradientenzeitintegral eines Diffusionsgradienten, N eine vorbestimmte Anzahl an Messungen, N_H eine Untergruppe von Messungen erhalten bei b_max, S₀ eine Anfangs-Signalamplitude von sich bewegenden Spins in einer diffusionsgewichteten Sequenz, D eine Diffusionsfähigkeit, TE eine Echozeit, T₂ eine transversale Relaxationsrate und σ² eine Varianz eines Rauschabschnitts eines gemessenen Signals.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die zeitlichen Anordnungen mittels der folgenden Formel analysiert werden.
Magnetfeld aufgrund von Wirbelströmen ist, λ_i eine Abklingrate der Wirbelströme, die durch einen Anstieg und Abfall der Gradienten ausgelöst wird, i ein Index einer Anzahl von unterschiedlichen Abklingraten, die für jeden Gradientenschaltpunkt erzeugt werden, t_Dj eine Dauer eines j-ten Diffusionsgradienten, t₁₈₀ eine Zeit eines HF-Refokussierimpulses und t_s eine Verzögerung vor einem Mittelpunkt eines Echos oder einem Mittelpunkt des k-Raums.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin aufweist: Auswählen der Gradientenfeldstärken in Schritten c) und e) zum Maximieren der Diffusionsbildgebungssensitivität.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Schritte c), d) und e) das gleichzeitige Anlegen von drei Gradienten in drei orthogonalen räumlichen Richtungen umfasst und das Ändern der relativen Feldstärken von drei Gradienten zwischen aufeinander folgenden Iterationen von Schritt e).
Verfahren nach Anspruch 13, wobei die drei Gradienten in kartesischen oder radialen Koordinaten ausgedrückt sind.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei Schritt c) die folgenden Teilschritte aufweist: c1) Aktivieren eines Gradientenimpulses einer ersten Polarität zwischen dem ersten Hochfrequenzimpuls und dem zweiten Hochfrequenzimpuls; c2) Aktivieren von zwei Gradientenimpulsen von unterschiedlicher Polarität zwischen dem zweiten Hochfrequenzimpuls und dem dritten Hochfrequenzimpuls beginnend mit einer Polarität, die entgegengesetzt zur ersten Polarität ist; und c3) Aktivieren eines weiteren Gradientenimpulses zwischen dem dritten Hochfrequenzimpuls und dem Auslesefenster.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin das Anlegen des Scheibenselektionsgradienten während einer Zeitdauer der Hochfrequenzimpulse umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei Schritt b) die folgenden Teilschritte aufweist: b1) räumliches Codieren eines Spinechosignals durch Aktivieren eines Phasencodiergradienten vor dem Auslesen; und b2) Aktivieren eines Auslesegradienten während des Auslesezeitfensters. oder: b3) Aktivieren einer Reihe von oszillierenden Auslesegradienten während des Auslesezeitfensters, die Phasencodieren zwischen jedem Auslesegradienten beinhaltet.