DE102009019895B4

DE102009019895B4 - Verfahren und Magnetresonanzanlage zur diffusionsgewichteten Aufnahme von MR-Signalen

Info

Publication number: DE102009019895B4
Application number: DE102009019895A
Authority: DE
Inventors: Thorsten Dr. Feiweier
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2009-05-04
Filing date: 2009-05-04
Publication date: 2011-05-12
Anticipated expiration: 2029-05-05
Also published as: US20100277169A1; CN101879063B; DE102009019895A1; US8436613B2; CN101879063A

Abstract

Verfahren zur diffusionsgewichteten Aufnahme von MR-Signalen mit einer Aufnahmesequenz (50), die ein Diffusionsmodul (51) mit mehreren Diffusions-Kodiergradienten (56–59) und ein Auslesemodul (52) mit Auslesegradienten (60) zum Aufnehmen der MR-Signale umfasst, wobei die Aufnahmesequenz zum Aufnehmen von MR-Signalen, die einem vorbestimmten Signal-Kohärenzpfad entsprechen, konfiguriert ist, wobei das Verfahren umfasst:
– Aufnehmen von MR-Signalen mit der Aufnahmesequenz (50), wobei die Diffusions-Kodiergradienten (56–59) während der Aufnahmesequenz (50) mit vorbestimmten Gradientenmomenten (M₀–M₃) geschaltet werden,
dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenmomente (M₀–M₃) der Diffusions-Kodiergradienten (56–59) derart eingestellt werden, dass MR-Signale, die anderen Kohärenzpfaden als dem vorbestimmten Kohärenzpfad entsprechen, verringert werden, wobei die Einstellung der Gradientenmomente (M₀–M₃) zum Erzielen einer vorbestimmten Verringerung unter Verwendung eines Schwellwertes für jeden der anderen Kohärenzpfade erfolgt.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur diffusionsgerichteten Aufnahme von MR-Signalen mit einer Aufnahmesequenz, die mehrere Diffusions-Kodiergradienten umfasst, sowie eine Magnetresonanzanlage dafür.
Diffusionsgerichtete Magnetresonanz(MR)-Bilder können in der klinischen Routine wichtige diagnostische Informationen, beispielsweise bei der Schlaganfall- und Tumordiagnostik liefern. Bei der diffusionsgerichteten Bildgebung (DWI) werden dabei Diffusions-Kodierungsgradienten mit hoher Amplitude und langer Pulsdauer in Kombination mit einem geeigneten Auslese- bzw. Bildaufnahmemodul verwendet. Die Sensitivität gegenüber der Diffusion folgt daraus, dass die Diffusion von Wassermolekülen entlang des angelegten Feldgradienten das Magnetresonanz(MR)-Signal verringert. In Gebieten eines untersuchten Objekts mit geringer Diffusion erfolgt somit ein geringerer Signalverlust, und die Gebiete werden entsprechend mit einer höheren Signalintensität abgebildet. Die Stärke der Diffusionsgewichtung ist dabei mit der Stärke der Diffusions-Kodierungsgradienten korreliert. Die Diffusionsgewichtung wird dabei durch den so genannten b-Wert charakterisiert, der eine Funktion von Gradientenparametern ist, wie beispielsweise der Gradientenstärke, Dauer oder des Abstands zwischen den Gradienten. Zur Vermeidung von Bewegungsartefakten kann beispielsweise ein „Single-Shot”-Auslesemodul verwendet werden, mit welchem während einer einzelnen Aufnahmesequenz ein vollständiger Rohdatensatz aufgenommen wird. Beispielsweise kann eine echoplanare Bildgebungssequenz (EPI) verwendet werden.
Das geläufigste Verfahren zur Diffusionskodierung verwendet dabei die von Stejskal und Tannen beschriebene monopolare Spinecho-Aufnahmesequenz (siehe „Spin Diffusion Measurements: Spin Echoes in the Presence of a Time-Dependent Field Gradient” in The Journal of Chemical Physics 42, S. 288–292, 1965). Bei diesem Verfahren werden zwei starke symmetrische Gradienten auf jeder Seite eines 180°-Refokussierungspulses in einer Spinechosequenz positioniert. Diese symmetrischen Diffusions-Kodierungsgradienten haben den Zweck, den durch die Diffusion verursachten Signalverlust durch Fördern der Dephasierung zu beschleunigen. Die Dephasierung ist dabei in der Regel proportional zum Quadrat der Zeit, während der die Gradienten geschaltet sind (Gradientenpulslänge), zum zeitlichen Abstand der beiden Gradientenpulse und zum Quadrat der Stärke des geschalteten Gradientenfelds.
Für die Qualität aufgenommener Bilder sind dabei im Wesentlichen das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) und geometrische Verzerrungen ausschlaggebend. Weiterhin limitieren die verwendeten Gradientensysteme die maximal schaltbare Stärke der Magnetfeldgradienten. Der für das Signal-zu-Rausch-Verhältnis relevante Bildgebungsparameter ist die Echozeit TE. Die geometrischen Verzerrungen beruhen auf räumlichen Variationen der Grundfeldamplitude B₀, wobei EPI gegenüber diesen besonders empfindlich ist. Statische Verzerrungen werden hervorgerufen durch die Grundfeldinhomogenität und die Suszeptibilität verschiedener Bereiche des Untersuchungsobjekts. Dynamische Verzerrungen, wie beispielsweise Wirbelstromeffekte, werden insbesondere durch die zeitliche Abfolge der Gradientenpulse beeinflusst. Jedes An- und Abschalten von Feldgradienten kann derartige Wirbelströme hervorrufen, die mit verschiedenen Zeitkonstanten zerfallen. Bei einem langsamen Zerfall können Feldanteile bis zum Auslesen verbleiben, so dass Störungen und Verzerrungen der aufgenommenen MR-Daten resultieren können. Insbesondere bei der Kombination von mit unterschiedlichen Diffusionsgradientenrichtungen und -amplituden aufgenommenen Bildern ist es wünschenswert, die dynamischen Verzerrungen möglichst gering zu halten, um Fehler in den resultierenden Daten, wie beispielsweise Anisotropie-Karten, Diffusionskarten, Tensordaten und Ähnlichem, zu reduzieren.
Die von Stejskal und Tanner beschriebene monopolare Spinechoaufnahmesequenz weist starke geometrische Verzerrungen, insbesondere einen hohen Anteil von Rest-Wirbelstromfeldern, sowie eine hohe Belastung des Gradientensystems auf. Weiter entwickelte Aufnahmesequenzen verwenden zur Vermeidung der starken Verzerrungen bipolare Doppel-Spin-Echo-Schemata, die Wirbelstromfelder implizit kompensieren können. Ein derartiges Schema ist beispielsweise in T.G. Reese et al.: Magnetic Resonance in Medicine 49: 177 (2003) beschrieben. Mit einem derartigen Schema können Nachteile des monopolaren Schemas verringert werden, jedoch auf Kosten einer längeren Echozeit. Beispielsweise benötigt der zusätzlich zu verwendende Hochfrequenz(HF)-Puls 5 ms. Aufgrund von Relaxationseigenschaften des untersuchten Gewebes kann die längere Echozeit die Bildqualität nachteilig beeinträchtigen. Weiterhin werden durch die zusätzlichen HF-Pulse weitere unerwünschte Signal-Kohärenzpfade eingeführt, die zu weiteren unerwünschten Spinecho- oder stimulierten Echosignalen, sowie zu freien Induktionszerfallssignalen führen können. Diese zusätzlichen Kohärenzpfade verursachen Artefakte in den Bilddaten, die aus den aufgenommenen MR-Daten rekonstruiert werden. Zum Unterdrücken derartiger unerwünschter Kohärenzpfade sind Spoiler-Gradienten bekannt. Derartige zusätzliche Gradienten verlängern jedoch wiederum die Echozeit (TE), und wirken sich somit nachteilig auf das Signal-zu-Rausch-Verhältnis aus. Auch wird damit eine aufwändigere Aufnahmesequenz nötig.
Die Patentschrift DE 10 2005 053 269 B3 offenbart ein Verfahren zur Aufnahme eines diffusionsgewichteten Datensatzes gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1.
Die Druckschrift US 2008/027329 A1 offenbart eine vorbereitende diffusionsgewichtete Pulssequenz, die bei einer diffusionsgewichteten MRI-Aufnahme vor einer Bildgebungssequenz durchgeführt wird.
Die Offenlegungsschrift DE 101 09 511 A1 offenbart ein Verfahren zur Gewinnung von Daten für die diffusionsgewichtete Magnetresonanzbildgebung, bei dem Artefakte im rekonstruierten Bild, die durch Bewegungen des Objekts verursacht werden, mittels einer Korrektur von Phasenveränderungen auf Basis der Analyse eines Navigatorsignals vermindert werden.
Es ist wünschenswert, die durch die zusätzlichen Signalkohärenzpfade verursachten Bildartefakte effizient zu unterdrücken. Dabei soll die Echozeit nicht verlängert werden, um ein gutes Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu erzielen. Auch ist es wünschenswert, bei einer optimalen Ausnutzung des Gradientensystems die Verzerrungen gering zu halten.
Dementsprechend ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein verbessertes Verfahren zur diffusionsgewichteten Aufnahme von MR-Signalen bereitzustellen, sowie eine Magnetresonanzanlage, mit der eine verbesserte diffusionsgewichtete Aufnahme erfolgen kann.
Diese Aufgabe wird mit Hilfe der Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. In den abhängigen Ansprüchen sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung beschrieben.
Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur diffusionsgewichteten Aufnahme von MR-Signalen mit einer Aufnahmesequenz bereitgestellt, die ein Diffusionsmodul mit mehreren Diffusions-Kodiergradienten und ein Auslesemodul mit Auslesegradienten zum Aufnehmen der MR-Signale umfasst. Die Aufnahmesequenz ist zum Aufnehmen von MR-Signalen, die einem vorbestimmten Signal-Kohärenzpfad entsprechen, konfiguriert. Das Verfahren umfasst das Aufnehmen von MR-Signalen mit der Aufnahmesequenz, wobei die Diffusions-Kodiergradienten während der Aufnahmesequenz mit vorbestimmten Gradientenmomenten geschaltet werden. Die Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten werden derart eingestellt, dass MR-Signale, die anderen Kohärenzpfaden als dem vorbestimmten Kohärenzpfad entsprechen, verringert werden. Dabei erfolgt die Einstellung der Gradientenmomente zum Erzielen einer vorbestimmten Verringerung unter Verwendung eines Schwellwertes für jeden der anderen Kohärenzpfade.
Das Diffusionsmodul kann auch als Diffusionssequenz bezeichnet werden und beispielsweise neben mehreren Diffusions-Kodiergradienten HF-Pulse zur Anregung oder zur Rephasierung umfassen. Mittels der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten kann die gewünschte Diffusionswichtung und -richtung eingestellt werden. Das Auslesemodul kann auch als Auslesesequenz bezeichnet werden und beispielsweise Auslesegradienten in Form von Phasenkodiergradienten oder Frequenzkodiergradienten umfassen. Kohärenzpfade können die Entstehung unterschiedlicher Signale aufgrund von HF-Pulsen, die beispielsweise während der Aufnahmesequenz eingestrahlt werden, beschreiben. Jeder HF-Puls kann ein freies Induktionszerfallssignal erzeugen, welches bei Vorhandensein weiterer Rephasierungsgradienten wiederum Echosignale oder stimulierte Echosignale erzeugen kann, die mit derartigen Kohärenzpfaden beschrieben werden können.
Durch das Einstellen der Diffusions-Kodiergradienten zum Unterdrücken der nicht erwünschten Kohärenzpfade können Artefakte in den aus den MR-Signalen rekonstruierten Bilddaten vermieden werden. Da das Unterdrücken dieser unerwünschten Signalanteile nicht durch zusätzliche Gradienten, sondern durch Einstellen der Diffusionskodiergradienten erreicht wird, wird die Dauer der Aufnahmesequenz nicht verlängert, so dass mit dem Verfahren ein verbessertes Signal-zu-Rausch-Verhältnis erzielt werden kann. Durch Verwenden eines Schwellwerts kann darüber hinaus sichergestellt werden, dass eine vorbestimmte Reduzierung der unerwünschten Kohärenzpfade erreicht wird.
Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann der Schwellwert in Abhängigkeit von dem verwendeten Auslesemodul bestimmt werden. Damit lässt sich auch bei Auslesemodulen, die ein „Single Shot”-Shema verwenden, eine effektive Unterdrückung der unerwünschten Signalanteile erreichen.
Beispielsweise kann der Schwellwert auf Basis eines resultierenden Gradientenmoments (M_readout) der Auslesegradienten des Auslesemoduls bestimmt werden. Bei Verwendung stärkerer Auslesegradienten wird beispielsweise auch der Schwellwert erhöht, so dass eine effektive Unterdrückung der unerwünschten Kohärenzpfade sichergestellt werden kann.
Der Schwellwert kann ein minimales Dephasierungsgradientenmoment definieren, wobei die Einstellung der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten derart erfolgt, dass das aus den Diffusions-Kodiergradienten resultierende Gradientenmoment mindestens so groß ist wie das minimale Dephasierungsgradientenmoment. Die Einstellung der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten kann beispielsweise derart erfolgen, dass für jeden der anderen Kohärenzpfade der Aufnahmesequenz, d. h. der unerwünschten Kohärenzpfade, das Gradientenmoment, welches für den jeweiligen Kohärenzpfad aus dem Diffusions-Kodiergradienten resultiert, mindestens so groß ist wie das minimale Dephasierungsgradientenmoment. Für verschiedene Kohärenzpfade können verschiedene Diffusions-Kodiergradienten wirken, so dass eine getrennte Betrachtung der Kohärenzpfade und eine entsprechende Einstellung der Diffusions-Kodiergradienten vorteilhaft ist.
Der Schwellwert kann derart bestimmt werden, dass die zentralen k-Raum-Positionen der MR-Signale, die den anderen Kohärenzpfaden der Aufnahmesequenz entsprechen, außerhalb des mit der Aufnahmesequenz abzutastenden k-Raums liegen. Durch das Einstellen der Diffusions-Kodiergradienten auf Basis des Schwellwerts können die zentralen k-Raum-Positionen der unerwünschten MR-Signale somit an Positionen außerhalb des Bereichs des k-Raums verschoben werden, für den MR-Signale mit der Aufnahmesequenz aufgenommen werden.
Der Schwellwert kann ein minimales Dephasierungsgradientenmoment M_spoil sein und gemäß der Gleichung M_spoil = N·M_readout bestimmt werden, wobei N ≥ 1. Das Auslese-Gradientenmoment M_readout kann dabei gemäß M_readout = RES/(γFOV) bestimmt werden, wobei RES die Auflösung und FOV das Gesichtsfeld des Auslesemoduls, und γ das gyromagnetische Verhältnis bezeichnen.
Die Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten können beispielsweise mittels der Gradientenpulslängen eingestellt werden. Das Diffusionsmodul kann mindestens vier Diffusions-Kodiergradienten mit mindestens vier Gradientenpulslängen als Parameter umfassen. Drei der Parameter können durch drei von der Aufnahmesequenz festgelegte Bedingungen bestimmt werden, und der mindestens eine verbleibende Parameter kann auf Basis des Schwellwerts bestimmt werden. Beispielsweise kann der mindestens eine verbleibende Parameter aus einem Vergleich der für die anderen Kohärenzpfade resultierenden Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten mit dem Schwellwert bestimmt werden. Für die Einstellung der Gradientenpulslängen können beispielsweise die folgenden Bedingungen berücksichtigt werden: Eine von der Aufnahmesequenz vorgegebene Gesamtdauer der Schaltung der Diffusions-Kodiergradienten; eine von den Diffusions-Kodiergradienten zu erreichende Rephasierung der Magnetisierung, die dem vorbestimmten Kohärenzpfad entspricht; und eine derartige Anpassung der Gradientenpulsdauern, dass eine durch die Aufnahmesequenz zu erzeugende Rephasierung eines Spin-Echos zu einem vorbestimmten Aufnahmezeitpunkt des Auslesemoduls stattfindet. Die letzte Bedingung kann beispielsweise bei einer Doppelspinecho(DSE)-Sequenz einer Bedingung für die Echozeit entsprechen, wobei die Zeit zwischen den Rephasierungspulsen der DSE-Sequenz der Summe der Zeit zwischen Anregungspuls und ersten Rephasierungspulse und zweiten Rephasierungspuls und Aufnahmezeitpunkt entsprechen soll.
Bei einer Ausführungsform umfasst das Diffusionsmodul mindestens vier Diffusionsgradienten, wobei jeweils zwei Gradienten in entgegengesetzte Richtungen geschaltet sind. Zwei in entgegengesetzte Richtungen geschaltete Gradienten können auch als ein bipolarer Gradient bezeichnet werden. Mit derartigen Gradienten lassen sich Wirbelströme effektiv unterdrücken, und das Gradientensystem der MR-Anlage kann optimal ausgenutzt werden.
Das Auslesemodul kann eine echoplanare Bildgebungs(EPI)-Auslesesequenz oder eine segmentierte echoplanare Bildgebungs(EPI)-Auslesesequenz umfassen.
Bei einer weiteren Ausführungsform umfasst das Diffusionsmodul des Weiteren mehrere Dephasierungsgradienten, die eine Verringerung der MR-Signale, die den anderen Kohärenzpfaden entsprechen, bewirken. Die zusätzlichen Dephasierungsgradienten können somit die Unterdrückung der unerwünschten Signal-Kohärenpfade unterstützen. Die Dephasierungsgradienten können als Paare identischer Gradienten vorgesehen werden, wobei jeweils ein Gradient eines Paars vor und der andere nach einem Refokussierungspuls des Diffusionsmoduls angeordnet werden kann.
Die Gradientenmomente der Dephasierungsgradienten und/oder die Polarität der Dephasierungsgradienten kann in Abhängigkeit von dem Schwellwert eingestellt werden. Ist der Schwellwert abhängig von dem Auslesemodul, so kann damit sichergestellt werden, dass auch bei kleinen b-Werten unerwünschte Signalpfade effizient unterdrückt werden.
Die Dephasierungsgradienten können den Diffusions-Gradienten überlagert sein. Somit kann beispielsweise auch bei Verwendung der zusätzlichen Dephasierungsgradienten eine Verlängerung der TE-Zeit vermieden werden, wodurch ein verbessertes Signal-zu-Rausch-Verhältnis erreicht wird.
Vorzugsweise werden die Dephasierungsgradienten dann geschaltet, wenn die Amplitude (G_D) der Diffusions-Kodiergradienten einen vorbestimmten Amplitudenschwellwert unterschreitet. Für Diffusionsbildgebung mit kleinen b-Werten werden beispielsweise Diffusions-Kodiergradienten mit geringen Amplituden verwendet, so dass eine Unterdrückung der unerwünschten Kohärenzpfade möglicherweise nur ungenügend erfolgt. Der Amplitudenschwellwert kann nun derart festgelegt werden, dass bei einer unzureichenden Unterdrückung durch die Diffusions-Kodiergradienten die zusätzlichen Dephasierungsgradienten geschaltet werden, so dass auch für kleine b-Werte eine effektive Unterdrückung erzielt wird.
Dabei können die Gradientenmomente der Dephasierungsgradienten in Abhängigkeit von der Amplitude der Diffusions-Kodiergradienten eingestellt werden.
Der Schwellwert kann beispielsweise ein minimales Dephasierungsgradientenmoment definieren, wobei die Einstellung der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten und der Dephasierungsgradienten derart erfolgen kann, dass für jeden der anderen Kohärenzpfade der Aufnahmesequenz das Gradientenmoment, welches für den jeweiligen Kohärenzpfad aus den Diffusions-Kodiergradienten und den Dephasierungsgradienten resultiert, mindestens so groß ist wie das minimale Dephasierungsgradientenmoment (M_spoil). Es können somit wiederum für die einzelnen Kohärenzpfade Bedingungen aufgestellt werden, auf Basis derer sich sowohl die Parameter der Diffusions-Kodiergradienten als auch der Dephasierungsgradienten einstellen lassen.
Weiterhin kann das Diffusionsmodul zwischen mindestens zwei Diffusions-Kodiergradienten eine Pause mit variabler Dauer umfassen, um einen weiteren Freiheitsgrad für die Auswahl der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten bereitzustellen.
Die Aufnahmesequenz kann eine Doppelspinechosequenz mit zwei Refokussierungspulsen umfassen. Als andere Kohärenzpfade können dann beispielsweise mindestens drei freie Induktionszerfälle, drei Spinechos und zwei stimulierte Echos auftreten. Das Einstellen der Gradientenmomente der Diffusionskodiergradienten kann dann so erfolgen, dass die MR-Signalanteile, die diesen Kohärenzpfaden entsprechen, reduziert werden.
Die vorab beschriebenen Verfahren können automatisch beispielsweise von einer Steuereinheit oder einer Rechnereinheit einer Magnetresonanzanlage durchgeführt werden.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Magnetresonanzanlage zur diffusionsgewichteten Aufnahme von MR-Signalen mit einer Aufnahmesequenz, die ein Diffusionsmodul mit mehreren Diffusions-Kodiergradienten und ein Auslesemodul mit Auslesegradienten zum Aufnehmen der MR-Signale umfasst, bereitgestellt, wobei die Aufnahmesequenz zum Aufnehmen von MR-Signalen, die einem vorbestimmten Signalkohärenzpfad entsprechen, konfiguriert ist. Die Magnetresonanzanlage umfasst eine Aufnahmeeinheit, die zum Aufnehmen von MR-Signalen mit der Aufnahmesequenz und zum Schalten der Diffusions-Kodiergradienten mit vorbestimmten Gradientenmomenten während der Aufnahmesequenz ausgestaltet ist, sowie eine Steuereinheit, die zum Steuern der Aufnahmeeinheit ausgestaltet ist. Die Steuereinheit stellt die Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten derart ein, dass MR-Signale, die anderen Kohärenzpfaden als dem vorbestimmten Kohärenzpfad entsprechen, verringert werden, wobei die Einstellung der Gradientenmomente zum Erzielen einer vorbestimmten Verringerung unter Verwendung eines Schwellwerts für jeden der anderen Kohärenzpfade erfolgt. Mit einer derartigen Magnetresonanzanlage können ähnliche wie die vorab genannten Vorteile erzielt werden.
Gemäß einer Ausführungsform ist die Magnetresonanzanlage zum Durchführen eines der vorab beschriebenen Verfahren ausgestaltet.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm bereitgestellt, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem, das beispielsweise mit einer Magnetresonanzanlage funktionell verbunden ist, eines der vorab genannten Verfahren ausführt. Ein derartiges Computerprogramm kann beispielsweise auf einer Rechnereinheit oder Steuereinheit einer Magnetresonanzanlage ausgeführt werden. Weiterhin wird ein elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen bereitgestellt, wobei die Steuerinformationen derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einem Rechnersystem, das beispielsweise mit einer Magnetresonanzanlage funktionell verbunden ist, eines der vorab genannten Verfahren durchführen.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage,
2 zeigt ein Flussdiagramm einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens.
3 zeigt ein Zeitablaufdiagramm einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens.
4 zeigt ein Zeitablaufdiagramm einer weiteren Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens.
5 zeigt die im k-Raum-Zentrum verbleibende Amplitude von Wirbelströmen in Abhängigkeit von der Wirbelstromzeitkonstante.
6 veranschaulicht einen Vergleich von mit herkömmlichen Verfahren aufgenommenen Magnetresonanzdaten mit Magnetresonanzdaten, die mit einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens aufgenommen wurden.
1 zeigt schematisch eine Magnetresonanzanlage, welche zur Aufnahme von Magnetresonanzdaten zum Durchführen von diffusionsgewichteter Bildgebung konfiguriert ist. Eine derartige Magnetresonanzanlage weist einen Magneten 10 zur Erzeugung eines Polarisationsfeldes B₀ auf. Ein Untersuchungsobjekt, hier eine Untersuchungsperson 11, kann auf einem Liegetisch 13 in den Magneten 10 geschoben werden, wie es schematisch durch die Pfeile dargestellt ist. Die MR-Anlage weist weiterhin ein Gradientensystem 14 zur Erzeugung von Magnetfeldgradienten auf, die für die Bildgebung und Ortskodierung verwendet werden. Zur diffusionsgewichteten Bildgebung können mit dem Gradientensystem 14 des Weiteren Diffusions-Kodiergradienten erzeugt werden.
Zur Anregung der sich im Hauptmagnetfeld ergebenden Polarisation ist eine Hochfrequenzspulenanordnung 15 vorgesehen, die ein Hochfrequenz(HF)-Feld in die untersuchte Person 11 einstrahlt, um die Magnetisierung aus der Gleichgewichtslage auszulenken. Es können beispielsweise sowohl Anregungspulse, wie 90°-Sinc-Pulse, oder Rephasierungspulse, zum Beispiel 180°-Pulse mittels der HF-Spulenanordnung 15 eingestrahlt werden. Zur Steuerung der Magnetfeldgradienten ist eine Gradienteneinheit 17 vorgesehen, und zur Steuerung der eingestrahlten HF-Pulse ist eine HF-Einheit 16 vorgesehen. Gradientensystem 14 und Hochfrequenzspulenanordnung 15, sowie HF-Einheit 16 und Gradienteneinheit 17 können zusammen als Aufnahmeeinheit 21 bezeichnet werden.
Die Magnetresonanzanlage wird zentral von der Steuereinheit 18 gesteuert, welche auch eine Rechnereinheit, beispielsweise zum Rekonstruieren von Bilddaten, umfassen kann. Steuereinheit 18 steuert das Einstrahlen von HF-Pulsen, das Anlegen von Gradienten und das Aufnehmen resultierender MR-Signale. Über eine Eingabeeinheit 19 kann eine Bedienperson ein Sequenzprotokoll auswählen und Bildgebungsparameter eingeben und abändern, die auf einer Anzeige 20 angezeigt werden. Beispielsweise kann ein b-Wert ausgewählt werden, mit dem eine diffusionsgewichtete Bildgebungssequenz durchgeführt werden soll.
Die in 1 schematisch dargestellte Magnetresonanzanlage kann selbstverständlich weitere Komponenten umfassen, die Magnetresonanzanlagen gewöhnlich aufweisen. Die allgemeine Funktionsweise einer MR-Anlage ist dem Fachmann bekannt, so dass auf eine detaillierte Beschreibung der allgemeinen Komponenten verzichtet wird.
Steuereinheit 18 ist nun derart ausgestaltet, dass sie mittels der Aufnahmeeinheit 21 eine Aufnahmesequenz durchführt, wie sie beispielsweise in 3 oder 4 gezeigt ist. Die Aufnahmesequenz kann verschiedene Auslesemodule umfassen, wie beispielsweise eine echoplanare Bildgebungs-Auslesesequenz. Beim Schalten der Diffusions-Kodiergradienten kann die Steuereinheit 18 die Amplitude und/oder Gradientenpulslänge variieren, um ein bestimmtes Gradientenmoment einzustellen. Bei einer Ausführungsform stellt die Steuereinheit 18 die Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten derart ein, dass MR-Signale, die aus unerwünschten Kohärenzpfaden resultieren, unterdrückt werden. Wie ein derartiges Einstellen erfolgen kann, wird nachfolgend genauer mit Bezug auf 2-6 beschrieben. Es kann zum Beispiel eine Doppelspinechoaufnahmesequenz zum Einsatz kommen, wobei dann nur das MR-Signal aufgezeichnet werden soll, welches dem Doppelspinecho-Kohärenzpfad entspricht. Andere Kohärenzpfade, wie beispielsweise Signale vom freien Induktionszerfall (FID) der 180°-Pulse sowie einzelne Spinechos (SE) oder stimulierte Spinechos (STE) sollen unterdrückt werden.
Steuereinheit 18 kann weiterhin zusätzliche Dephasierungsgradienten bzw. Spoilergradienten schalten, die insbesondere den Diffusions-Kodiergradienten überlagert werden können. Damit lassen sich auch bei geringen b-Werten unerwünschte Kohärenzpfade effektiv unterdrücken.
2 veranschaulicht eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens, das beispielsweise auf der in 1 gezeigten Magnetresonanzanlage ausgeführt werden kann. In einem ersten Schritt 30 erfolgt ein Festlegen eines Auslesemoduls für die zu verwendende Aufnahmesequenz. Dem Fachmann sind verschiedene Aufnahmesequenzen zum Erzeugen von Diffusionskontrast bekannt, und diese können mit dem Verfahren gemäß der vorliegenden Ausführungsform verwendet werden. Beispielhaft wird hier eine Doppelspinechosequenz mit bipolaren Diffusions-Kodiergradienten verwendet. Eine derartige Aufnahmesequenz ist beispielhaft in 3 veranschaulicht. 3 zeigt den Zeitablauf der Aufnahmesequenz auf einer Zeitachse, jedoch sollte klar sein, dass die nur schematisch gezeigten Gradienten beispielsweise in verschiedenen Raumrichtungen geschaltet werden können. Die Aufnahmesequenz 50 umfasst einen Anregungspuls 53 sowie zwei Rephasierungspulse oder Refokussierungspulse 54 und 55 zum Erzeugen eines Doppelspinechos mit der Echozeit TE, wobei das Echo im k-Raum-Zentrum 61 auftritt. Das Diffusionsmodul 51 der Aufnahmesequenz 50 umfasst mehrere Diffusions-Kodiergradienten 56–59 mit den Gradientenpulslängen t_i (i = 0–3) und den Gradientenmomenten M_i = G_D·t_i, wobei G_D die Amplitude der Gradienten 56–59 bezeichnet. Mittels dieser Gradienten erfolgt eine Diffusionskodierung innerhalb der Zeitspanne T. Wie ersichtlich werden bipolare Gradientenpulse verwendet, d. h. jeweils zwei Gradienten werden in entgegengesetzte Richtungen geschaltet.
Die Aufnahmesequenz 50 umfasst des Weiteren ein Auslesemodul 52 zum Sampeln des k-Raums mit einer geeigneten Trajektorie. Dieses erfolgt wiederum durch Schalten verschiedener Gradienten, beispielsweise Phasen- und Frequenzkodiergradienten, was schematisch durch die Gradienten 60 veranschaulicht ist. Beispielsweise kann ein meanderförmiges echoplanares Auslesen erfolgen. Dafür kann zum Beispiel eine Auslesesequenz der echoplanaren Bildgebung (EPI) oder einer segmentierten echoplanaren Bildgebung verwendet werden.
Weitere Zeitintervalle t_prep und t_adc werden vor und nach der Diffusionskodierung benötigt, beispielsweise für Navigatorechos, Schichtrefokussierung und Aufnahme von MR-Daten für den ersten Teil des k-Raums. Die Diffusionskodierstärke der gezeigten Aufnahmesequenz 50 kann durch einen b-Wert beschrieben werden, der proportional zum Quadrat der Amplitude der Kodiergradienten ist. Unter Annahme vernachlässigbarer RF-Pulsdauern kann der b-Wert abgeschätzt werden zu b = 2/3γ²G_D ²(t₀ + t₁)³. (1)
Ein derartiges bipolares Aufnahmeschema weist den Vorteil auf, dass die Gradientenlast zwischen positiven und negativen Polaritäten verteilt ist, wodurch die Hardware des Gradientensystems optimal ausgenutzt werden kann, und dass Wirbelströme im Allgemeinen reduziert werden.
Wieder Bezug nehmend auf 2 erfolgt in einem nächsten Schritt 31 das Bestimmen eines minimalen Dephasierungsgradientenmoments (M_spoil) basierend auf dem Gradientenmoment der Auslesegradienten des Auslesemoduls. Das minimale Dephasierungsgradientenmoment oder auch Spoiling-Moment M_spoil stellt einen Schwellwert dar, wobei mit Gradienten über diesem Schwellwert eine effektive Unterdrückung von unerwünschten Signal-Kohärenzpfaden erfolgen kann. Dieser Schwellwert wird in Abhängigkeit von dem verwendeten Auslesemodul festgelegt. Für ein EPI-Modul wird beispielsweise ein Spoiling-Moment von mindestens N mal dem Auslesemoment M_readout benötigt. Insbesondere wird der Schwellwert zur Festlegung der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten verwendet. Die Gradienten werden so eingestellt, dass beispielsweise unerwünschte Echos außerhalb des abgetasteten k-Raum-Bereichs auftreten. N = 1 bezeichnet dabei die Grenze des k-Raums, und bei größeren Werten von N wird das unerwünschte Echo weiter über die Grenze des abzutastenden Bereichs hinaus nach außen verschoben. Für ein EPI-Auslesemodul ergibt sich der Schwellwert zu M_spoil = N·RES/(γFOV), wobei RES die Anzahl der Pixel und FOV das Gesichtsfeld bezeichnet.
In Schritt 32 erfolgt ein Bestimmen der unerwünschten Kohärenzpfade für die Aufnahmesequenz. Dies wird beispielhaft wiederum an der Aufnahmesequenz 50 der 3 veranschaulicht. Mit der in 3 gezeigten Aufnahmesequenz 50 werden neue Kohärenzpfade erzeugt. Dies sind drei freie Induktionszerfälle (FID) der HF-Pulse 53–55, drei Spinechos (SE), ein stimuliertes Echo (STE), ein antistimuliertes Echo (ASTE) und ein Doppelspinecho (DSE). Der vorbestimmte Signal-Kohärenzpfad, gemäß welchem MR-Signale mit der Aufnahmesequenz 50 aufgenommen werden sollen, ist das Doppelspinecho (DSE). Alle andere Kohärenzpfade können unerwünschte Artefakte in rekonstruierten Bilddaten erzeugen. Gemäß der vorliegenden Ausführungsform sollen diese anderen Kohärenzpfade durch geeignetes Einstellen der Momente der Diffusions-Kodierungsgradienten unterdrückt werden. Dazu soll auf diese Signalpfade ein Gradientenmoment wirken, das mindesten so groß ist wie der vorbestimmte Schwellwert, d. h. das Spoiling-Moment M_spoil.

Dafür werden in Schritt 33 Bedingungen bestimmt, die sicherstellen, dass für jeden unerwünschten Kohärenzpfad das für den Kohärenzpfad für den Diffusions-Kodiergradienten resultierende Gradientenmoment mindestens so groß ist wie das minimale Dephasierungsgradientenmoment M_spoil. Für das in 3 veranschaulichte Beispiel können die folgenden Gleichungen aufgestellt werden:

1. FID	\|M₀ – M₁ + M₂ – M₃\|	≥ M_spoil	(5a)
2. FID	\|–M₁ + M₂ – M₃\|	≥ M_spoil	(5b)
3. FID	\|–M₃\|	≥ M_spoil	(5c)
1. SE	\|M₀ + M₁ – M₂ + M₃\|	≥ M_spoil	(5d)
2. SE	\|M₀ – M₁ + M₂ + M₃\|	≥ M_spoil	(5e)
3. SE	\|–M₁ + M₂ + M₃\|	≥ M_spoil	(5f)
STE	\|M₀ + M₃\|	≥ M_spoil	(5g)
ASTE	\|M₀ – M₃\|	≥ M_spoil	(5h)
DSE	M₀ + M₁ – M₂ – M₃	= 0	(5l)

In den Gleichungen bezeichnen M₀–M₃ die Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten 56–59. Im Folgenden wird angenommen, dass alle Momente M₀–M₃ positiv sind, wobei die nachfolgende Rechnung auch bei Umkehr des Vorzeichens durchgeführt werden kann. Unter Verwendung von Gleichung (5i) kann M₀ bestimmt werden zu M₀ = –M₁ + M₂ + M₃, und die Gleichungen können vereinfacht werden zu

1. FID	2\|M₁ – M₂\|	≥ M_spoil	(6a)
2. FID	\|–M₁ + M₂ – M₃\|	≥ M_spoil	(6b)
3. FID	\|M₃\|	≥ M_spoil	(6c)
1. SE	2\|M₃\|	≥ M_spoil	(6d)
2. SE	2\|M₁ – M₂ – M₃\|	≥ M_spoil	(6e)
3. SE	\|M₁ – M₂ – M₃\|	≥ M_spoil	(6f)
STE	\|M₁ – M₂ – 2M₃\|	≥ M_spoil	(6g)
ASTE	\|M₁ – M₂\|	≥ M_spoil	(6h)

Da 2|x| ≥ |x| immer gilt, genügt es, die folgenden Ungleichungen zu berücksichtigen: |M₁ – M₂| ≥ M_spoil (7a) |M₁ – M₂ + M₃| ≥ M_spoil (7b) |M₃| ≥ M_spoil (7c) |M₁ – M₂ – M₃| ≥ M_spoil (7d) |M₁ – M₂ – 2M₃| ≥ M_spoil (7e)
Diese können allgemein dadurch erfüllt werden, dass M₃ ≥ M_spoil + |M₁ – M₂| (8a) |M₁ – M₂| ≥ M_spoil (8b) gesetzt werden. Durch Verwenden der speziellen Lösung M₃ ≥ 2|M₁ – M₂| (9a) |M₁ – M₂| ≥ M_spoil (9b) können die nachfolgenden Berechnungen vereinfacht werden. Jedoch sollte beachtet werden, dass diese spezielle Lösung höhere Anforderungen and das benötigte Gradientenmoment M₃ stellt.
Es können nun zwei Fälle unterschieden werden, die nachfolgend mit ”+” und ”–” bezeichnet werden. Der erste Fall ist M₁ – M₂ ≥ 0 (”+”), und der zweite Fall ist M₁ – M₂ < 0 (”–”) Da die Gradientenmomente M_i gegeben sind durch G_D·t_i, können die Bedingungen (9) einfach in Zeitungleichungen übersetzt werden:

”+” ”–”

t₃ ≥ 2(t₁ – t₂) t₃ ≥ 2(t₂ – t₁) (10a)

t₁ – t₂ ≥ M_spoil/G_D t₂ – t₁ ≥ M_spoil/G_D (10b)
Die zweite Bedingung ist dabei von der jeweiligen Diffusionsgradientenamplitude G_D abhängig. Je höher diese Amplitude ist, desto einfacher sind diese Ungleichungen zu erfüllen. Mit vorbestimmten Zeitdauern kann es gegebenenfalls schwierig sein, ein gültiges Ergebnis für jeden G_D-Wert zu finden. Dies ist insbesondere bei der Verwendung kleiner b-Werte zu berücksichtigen. Darauf wird nachfolgend mit Bezug auf 4 im Detail eingegangen. Durch Verwenden des maximal erlaubten Werts für t₁–t₂ kann die zweite Bedingung gelockert werden:

”+” ”–”

t₃ = 2(t₁ – t₂) t₃ = 2(t₂ – t₁) (11a)

t₁ – t₂ ≥ M_spoil/G_D t₂ – t₁ ≥ M_spoil/G_D (11b)
Es ist auch möglich, den verbleibenden Freiheitsgrad bei der Wahl der Zeit t₃ zum Reduzieren von verbleibenden Wirbelströmen zu verwenden.
Basierend auf den soeben bestimmten Bedingungen und auf durch die Aufnahmesequenz vorgegebenen Randbedingungen erfolgt in Schritt 34 der 2 ein Bestimmen der Gradientenmomente für die Diffusions-Kodiergradienten. Bei Verwendung von konstanten Gradientenamplituden entspricht dieses einer Bestimmung der Gradientenpulsdauern t_i.
Für die in 3 veranschaulichte Doppelspinechosequenz können die folgenden Randbedingungen aufgestellt werden: t₀ + t₁ = t₂ + t₃ (2) t_prep + t₀ + t₃ + t_adc = t₁ + t₂ ⇔ TE – T + t₀ + t₃ = t₁ + t₂ (3)
Gleichung (2) stellt dabei sicher, dass eine vollständige Rephasierung des Gradientenmomentes stattfindet. Gleichung (3) ist eine Bedingung, die durch den Zeitpunkt des Auftretens des Spinechos definiert wird. Die Summe der Zeitspannen zwischen Pulsen 53 und 54, und Puls 55 und dem Auftreten des Spinechos 61 soll genauso groß sein wie die Zeitspanne zwischen den Refokussierungspulsen 54 und 55. Weiterhin kann die Gesamtdauer T für das Einstrahlen der Diffusions-Kodiergradienten bestimmt werden zu T = t₀ + t₁ + t₂ + t₃ (4)
Diese Gleichungen gehen von gleichen Gradientenamplituden G_D der Gradienten sowie von vernachlässigbaren Gradientenflanken und HF-Pulsdauern aus. Die Echozeit TE und die Zeitspanne T sind durch das Bildgebungsprotokoll vorgegeben, insbesondere durch die erwünschte Diffusionssensitivität b. Mit drei Gleichungen und vier Parametern verbleibt folglich ein Freiheitsgrad, der bei der erfindungsgemäßen Ausführungsform so gewählt wird, dass die unerwünschten Kohärenzpfade unterdrückt werden. Durch geeignete Wahl dieses Freiheitsgrads kann die Unterdrückung implizit durch die Diffusionskodiergradienten ohne weitere Spoiler-Gradienten erfolgen. Der freie Parameter wird durch die vorab bestimmten Bedingungen zum Unterdrücken der unerwünschten Kohärenzpfade festgelegt.
Dazu werden die Gleichungen (2)–(4) zunächst wie folgt modifiziert: (4): t₀ = T – t₁ – t₂ – t₃ (12a) (2): t₀ + t₁ = t₂ + t₃ ⇔ T – t₁ – t₂ – t₃ + t₃ = t₂ + t₃ ⇔ T = 2(t₂ + t₃) ⇔ t₂ = T/2 – t₃ (12b) (3): TE – T + t₀ + t₃ = t₁ + t₂ ⇔ TE – T + T – t₁ – T/2 + t₃ – t₃ + t₃ = t₁ + T/2 – t₃ ⇔ TE – T = 2(t₁ – t₃) ⇔ t₁ = TE/2 – T/2 + t₃ (12c)
Somit ergibt sich t₀ = T – TE/2 + T/2 – t₃ – T/2 + t₃ – t₃ = T – TE/2 – t₃ (13a) t₁ = TE/2 – T/2 + t₃ (13b) t₂ = T/2 – t₃ (13c)
Dieses kann weiter vereinfach werden zu t₁ – t₂ = TE/2 – T/2 + t₃ – T/2 + t₃ = TE/2 – T + 2t₃ ⇔ t₃ = ½(T – TE/2 + t₁ – t₂) (14)

Diese durch die Aufnahmesequenz vorgegebenen Randbedingungen werden nun mit den durch den Schwellwert zur Unterdrückung der unerwünschten Kohärenzpfade bestimmten Bedingungen (Gleichungen 11) kombiniert. Es ergibt sich

”+”	”–”
t₃ = 2(t₁ – t₂) = ½(T – TE/2 + t₁ – t₂)	t₃ = 2(t₂ – t₁) = ½(T – TE/2 + t₁ – t₂)
⇔ 4(t₁– t₂) = T – TE/2 + (t₁ – t₂)	4(t₂– t₁) = T – TE/2 + (t₂ – t₁)
⇔ t₁ – t₂ = 1/3(T – TE/2)	t₂ – t₁ = 1/5(T – TE/2)	(15a)
t₁ – t₂ ≥ M_spoil/G_D	t₂ – t₁ ≥ M_spoil/G_D	(15b)

Die Gradientenpulsdauern, mit denen die genannten Bedingungen erfüllt werden, können nun wie folgt berechnet werden:

t₀ = 1/6(2T – TE) t₀ = 1/10(6T – 3TE) (16a)

t₁ = 1/6(T + TE) t₁ = 1/10(–T + 3TE) (16b)

t₂ = 1/6(–T + 2TE) t₂ = 1/10(T + 2TE) (16c)

t₃ = 1/6(4T – 2TE) t₃ = 1/10(4T – 2TE) (16d)
Dabei ist die folgende zusätzliche Bedingung zu beachten:

t₁ – t₂ ≥ M_spoil/G_D t₂ – t₁ ≥ M_spoil/G_D

⇔ 1/3(T – TE/2) ≥ M_spoil/G_D 1/5(T – TE/2) ≥ M_spoil/G_D (17)
Alle Zeiten sind dabei positiv und es gilt TE > T, so dass für beide Fälle Lösungen dann existieren, wenn 2T – TE > 0. Da T berechnet werden kann zu T = TE – t_prep – t_adc, kann diese Bedingung geschrieben werden als TE > 2(t_prep + t_adc) bzw. T > t_prep + t_adc. Für Auslesemodule, die viel Zeit benötigen, beispielsweise hoch auflösende Auslesemodule, und bei geringen b-Werten begrenzt diese Bedingung die kürzesten erzielbaren Echozeiten. Dieses ist jedoch eine grundsätzliche Beschränkung des bipolaren Aufnahmeverfahrens, die nicht mit der impliziten Unterdrückung von unerwünschten Kohärenzpfaden zusammenhängt, wie aus 3 und den Gleichungen (2)–(4) erkenntlich ist.
Nachdem mittels der Gradientenpulsdauern die Gradientenmomente berechnet sind, erfolgt in Schritt (35) das Aufnehmen von MR-Signalen mit der Aufnahmesequenz. Dabei werden die Diffusions-Kodiergradienten mit den bestimmten Gradientenmomenten geschaltet. Durch die Schaltung dieser Diffusions-Kodiergradienten erfolgt aufgrund der Bipolarität eine effektive Unterdrückung von Wirbelströmen. Durch das Schalten mit den vorab bestimmten Gradientenpulsdauern werden bei gleichzeitiger Rephasierung des Doppelspinechos die unerwünschten Kohärenzpfade effektiv unterdrückt. Wie auch aus 3 ersichtlich, wird dabei die Echozeit TE nicht verlängert. Neben der Minimierung von geometrischen Verzerrungen kann damit ein hohes Signal-zu-Rausch-Verhältnis erzielt werden. Aus den mit dem Auslesemodul 52 aufgenommenen Magnetresonanzsignalen kann anschließend die Rekonstruktion von Bilddaten erfolgen.
Es sollte klar sein, dass das in 2 veranschaulichte Verfahren weitere Schritte umfassen kann, die gewöhnlich bei einer diffusionsgewichteten Bildgebung verwendet werden. Beispielsweise kann eine weitere Aufnahme von MR-Signalen mit einer ähnlichen Aufnahmesequenz ohne das Schalten von Diffusions-Kodiergradienten erfolgen, um entsprechende Bilddaten beispielsweise durch Subtraktion mit den diffusionsgewichteten Bilddaten zu vergleichen.
Wie nachfolgend mit Bezug auf 4 beschrieben, kann die in 3 gezeigte Aufnahmesequenz 50 auch für die Aufnahme diffusionsgewichteter MR-Signale mit kleinen b-Werten modifiziert werden. Wie die in 3 gezeigte Aufnahmesequenz 50 kann auch die in 4 gezeigte Aufnahmesequenz 70 mit der in 1 gezeigten Magnetresonanzanlage durchgeführt werden. Wie bereits erläutert wurde, hängt die Effizienz der impliziten Unterdrückung von der jeweiligen Gradientenamplitude der Diffusions-Kodiergradienten ab. Obwohl ein Vergrößern der Echozeit TE im Allgemeinen die Bedingungen lockert, ist dieses zum einen im Allgemeinen unerwünscht und weiterhin nicht für alle Werte von G_D möglich (zum Beispiel bei einem b-Wert von Null und somit G_D = 0). Bei der in 4 gezeigten Ausführungsform werden deswegen zusätzliche Spoiling- der Dephasierungsgradienten verwendet. Gemäß der Ausführungsform wird bei hohen Diffusionsgradientenamplituden die mit Bezug auf 3 beschriebene implizite Unterdrückung verwendet, und wenn die Amplitude G_D unterhalb eines bestimmten Amplitudenschwellwerts fällt, wird eine zusätzliche explizite Unterdrückung verwendet. Die Stärke der expliziten Unterdrückung kann dabei kontinuierlich mit fallender Amplitude G_D erhöht werden. Bei der Ausführungsform in 4 werden zusätzliche Dephasierungsgradienten 71 und 72 bzw. 73 und 74 unmittelbar vor und nach den zwei Refokussierungspulsen 54 und 55 geschaltet. Durch Verwenden eines Paars identischer Gradientenpulse kann der Doppelspinecho-Kohärenzpfad unverändert bleiben. Eine derartige Gruppierung ergibt weiterhin den geringsten Beitrag der zusätzlichen Gradienten zu der Diffusionsgewichtung, d. h. den kleinstmöglichen Effekt auf den b-Wert. Die Gradientenmomente M_A und M_B des ersten bzw. zweiten Gradientenpaars werden dabei in Abhängigkeit von der Amplitude G_D der Diffusions-Kodiergradienten verändert. Weiterhin werden die Dephasierungsgradienten 71–74 den Diffusions-Kodiergradienten 56–59 überlagert. Damit können wesentlich kürzere TE-Zeiten verwirklicht werden, was aufgrund eines höheren Signal-zu-Rausch-Verhältnisses durch Verringerung der T2-Relaxation die Bildqualität erhöht. Dies ist ein wesentlicher Vorteil gegenüber herkömmlichen Verfahren, bei denen zusätzliche Spoiler-Gradienten stets zu einer Verlängerung der Echozeit geführt haben.

Bei Verwendung dieser zusätzlichen Gradienten ist sicherzustellen, dass die Amplitude der überlagerten Dephasierungs- und Diffusionsgradienten innerhalb der Limitationen des Gradientensystems verleibt. Durch Modifikation der Gleichungen (5) können entsprechende Bedingungen für die Aufnahmesequenz 70 abgeleitet werden. Insbesondere werden dabei die Ersetzungen von M₀ durch M₀ + M_A, M₁ durch M₁– M_A, M₂ durch M₂ + M_B und M₃ durch M₃ – M_B durchgeführt, was die folgenden Bedingungen ergibt:

1. FID	\|M₀ + M_A – M₁ + M_A + M₂ + M_B – M₃ + M_B\|	≥ M_spoil	(18a)
2. FID	\|–M₁ + M_A + M₂ + M_B – M₃ + M_B\|	≥ M_spoil	(18b)
3. FID	\|–M₃ + M_B\|	≥ M_spoil	(18c)
1. SE	\|M₀ + M_A + M₁ – M_A – M₂ – M_B + M₃ – M_B\|	≥ M_spoil	(18d)
2. SE	\|M₀ + M_A – M₁ + M_A + M₂ + M_B + M₃ – M_B\|	≥ M_spoil	(18e)
3. SE	\|–M₁ + M_A + M₂ + M_B + M₃ – M_B\|	≥ M_spoil	(18f)
STE	\|M₀ + M_A + M₃ – M_B\|	≥ M_spoil	(18g)
ASTE	\|M₀ + M_A – M₃ + M_B\|	≥ M_spoil	(18h)
DSE	M₀ + M_A + M₁ – M_A – M₂ – M_B – M₃ + M_B	= 0	(18i)

Das Vorzeichen von M_A und M_B kann sowohl positiv als auch negativ sein. Einsetzen der Gleichung M₀ = –M₁ + M₂ + M₃ (18i) ergibt

1. FID	2\|–(M₁ – M₂) + M_A + M_B\|	≥ M_spoil	(19a)
2. FID	\|–M₁ – M₂) – M₃ + M_A + 2M_B\|	≥ M_spoil	(19b)
3. FID	\|M₃ – M_B\|	≥ M_spoil	(19c)
1. SE	2\|M₃ – M_B\|	≥ M_spoil	(19d)
2. SE	2\|–(M₁ – M₂) + M₃ + M_A\|	≥ M_spoil	(19e)
3. SE	\|–(M₁ – M₂) + M₃+ M_A\|	≥ M_spoil	(19f)
STE	\|–(M₁ – M₂) + 2M₃ + M_A – M_B\|	≥ M_spoil	(19g)
ASTE	\|–(M₁ – M₂) + M_A + M_B\|	≥ M_spoil	(19h)

Es gilt wiederum 2|x| ≥ |x|, so dass vereinfacht werden kann zu |–(M₁ – M₂) – M₃ + M_A + 2M_B| ≥ M_spoil (20a) |M₃ – M_B| > M_spoil (20b) |–(M₁ – M₂) + M₃ + M_A| ≥ M_spoil (20c) |–(M₁ – M₂) + 2M₃ + M_A – M_B| ≥ M_spoil (20d) |–(M₁ – M₂) + M_A + M_B| ≥ M_spoil (20e)
Mit Ausnahme des Vorhandenseins von M_A und M_B sind diese Ungleichungen mit den Ungleichungen (7) identisch. Das bedeutet, dass für M₃ ≥ |M₁ – M₂| und |M₁ – M₂| ≥ M_spoil diese bereits mit M_A = M_B = 0 erfüllt sind.
Nachfolgend wird wiederum zwischen dem „+” und dem „–” Fall unterschieden. Da der Zeitablauf der Aufnahmesequenz nicht in Abhängigkeit von den b-Werten verändert werden soll, um unerwünschte Signalveränderungen zu vermeiden, wird die folgende Wahl getroffen (vgl. Gleichung (11):

”+” ”–”

M₃ = 2(M₁ – M₂) M₃ = 2(M₂ – M₁) (21a)

Somit ergibt sich

\|–3(M₁ – M₂) + M_A + 2M_B\| ≥ M_spoil	\|–(M₂ – M₁) + M_A + 2M_B\| ≥ M_spoil	(22a)
\|2(M₁ – M₂) – M_B\| ≥ M_spoil	\|2(M₂ – M₁) – M_B\| ≥ M_spoil	(22b)
\|(M₁ – M₂) + M_A\| ≥ M_spoil	\|3(M₂ – M₁) + M_A\| ≥ M_spoil	(22c)
\|3(M₁ – M₂) + M_A – M_B\| ≥ M_spoil	\|5(M₂ – M₁) + M_A – M_B\| ≥ M_spoil	(22d)
\|–(M₁ – M₂) + M_A + M_B\| ≥ M_spoil	\|(M₂ – M₁) + M_A + M_B\| ≥ M_spoil	(22e)

Eine explizite Unterdrückung kann bei der vorliegenden Ausführungsform dann eingesetzt werden, wenn

M₁ – M₂ < M_spoil M₂ – M₁ < M_spoil (23)

(siehe Gleichung (11))
Unter Berücksichtigung dieser Gleichungen und unter Berücksichtigung von Lösungen mit sich kontinuierlich erhöhenden Gradientenmomenten der Dephasierungsgradienten, welche Null werden wenn die Bedingung (23) eintritt, können die folgenden Lösungen für M_A und M_B ausgewählt werden:

M_A = M_spoil – (M₁ – M₂) M_A = 3M_spoil – 3(M₂ – M₁) (24a)

M_B = –2M_A M_B = –2M_A (24b)
Weiterhin wird nachfolgend eine Bedingung dafür aufgestellt, dass die Überlagerung des Dephasierungsgradienten mit dem Diffusions-Kodiergradienten unterhalb der durch die Hardware gegebenen Beschränkungen bleibt. Für ein gegebenes Dephasierungsmoment hängt die Amplitude des notwendigen Dephasierungsgradienten von der verfügbaren Zeit ab. Mit Bezug auf

4 ist die Zeit t_min ^A die zum Schalten des Dephasierungsmoments M_A verfügbar ist, gleich dem Minimum der Zeitspannen t₀ und t₁. Entsprechend ist die Zeit t_min ^B, die zum Schalten des Dephasierungsmoments M_B verfügbar ist, das Minimum der Zeitspannen t₂ und t₃. Der Betrag der benötigten Amplitude G_spoil der Dephasierungsgradienten berechnet sich zu

G_spoil ^A = (M_spoil – G_D(t₁ – t₂))/t_min ^A	G_spoil ^A = 3(M_spoil – G_D(t₂ – t₁))/t_min ^A	(25a)
G_spoil ^B = 2(M_spoil – G_D(t₁ – t₂))/t_min ^B	G_spoil ^B = 6(M_spoil – G_D(t₂– t₁))/t_min ^B	(25b)

wobei die Amplitude in den Bereich

G_D ∊ [0, M_spoil/(t₁ – t₂)]

G_D ∊ [0, M_spoil/(t₂ – t₁)]

(26)

fällt und die Amplitude G_spoil in die Bereiche

G_spoil ^A ∊ [0, M_spoil/t_min ^A]	G_spoil ^A ∊ [0, 3M_spoil/t_min ^A]	(27a)
G_spoil ^B ∊ [0, 2M_spoil/t_min ^B]	G_spoil ^B ∊ [0, 6M_spoil/t_min ^B]	(27b)

fällt. Die Summe der Dephasierungs- und Diffusionsgradienten soll unterhalb der durch das verwendete Gradientensystem begrenzten maximalen Amplitude G_max bleiben:

G_spoil ^A + G_D ≤ G_max	G_spoil ^A + G_D ≤ G_max	(28a)
⇔ G_D(1 – (t₁ – t₂)/t_min ^A) + M_spoil/t_min ^A ≤ G_max	G_D(1 – 3(t₂ – t₁)/t_min ^A) + 3M_spoil/t_min ^A ≤ G_max
G_spoil ^B + G_D ≤ G_max	G_spoil ^B + G_D ≤ G_max	(28b)
⇔ G_D(1 – 2(t₁ – t₂)/t_min ^B) + 2M_spoil/t_min ^B ≤ G_max	G_D(1 – 6(t₂ – t₁)/t_min ^B) + 6M_spoil/t_min ^B ≤ G_max

Da sich die linke Seite dieser Ungleichungen linear mit G_D erhöht, ist es ausreichend, die Extremwerte auszuwerten, um die Erfüllung der Ungleichungen (28) zu überprüfen:

Min: M_spoil/t_min ^A ≤ G_max	3M_spoil/t_min ^A ≤ G_max	(29a)
Max: M_spoil/(t₁ – t₂) ≤ G_max	M_spoil/(t₂ – t₁) ≤ G_max
Min: 2M_spoil/t_min ^B ≤ G_max	6M_spoil/t_min ^B ≤ G_max	(29a)
Max: M_spoil/(t₁ – t₂) ≤ G_max	M_spoil /(t₂ – t₁) ≤ G_max

Werden diese Bedingungen erfüllt, so ist es möglich, die benötigten Dephasierungsgradienten den Diffusions-Kodiergradienten zu überlagern, ohne die durch das Gradientensystem gegebenen Limitierungen zu überschreiten. Dabei kann festgestellt werden, dass der „+”Fall weniger einschränkend ist als der „–”Fall.
Durch Verwendung der zusätzlichen Dephasierungsgradienten 71–74 lassen sich somit bei der in 4 gezeigten Aufnahmesequenz 70 unerwünschtes Kohärenzpfade auch für geringe b-Werte, d. h. für kleine Amplituden der Diffusions-Kodiergradienten effektiv unterdrücken. Insbesondere wird dies ohne eine Verlängerung der Echozeit TE erreicht.
Weiterhin ist es möglich, einen zusätzlichen Freiheitsgrad dadurch einzuführen, dass Pausen in das Diffusionsmodul 51 aufgenommen werden. Obwohl dieses die Effizienz der Diffusionskodierung verringern kann, ist es gegebenenfalls möglich, den Bereich von verfügbaren Lösungen zu erweitern.

Gemäß einer ersten Alternative wird eine zusätzliche Pause t_p zwischen den Gradienten 57 und 58 eingeführt, d. h. zwischen t₁ und t₂. Mit dieser zusätzlichen Pause t_p können die Gleichungen (2)–(4) angepasst werden. Da die zusätzliche Pause die Entwicklung der Magnetisierung nicht beeinflusst, können die vorab beschriebenen Berechnungen mit entsprechenden Anpassungen verwendet werden. Wiederum für den „+” und den „–”Fall ergeben sich dabei folgende Zeitspannen für die Gradienten des Diffusionsmoduls:

”+”	”–”
t₃ = 2(t₁– t₂) = 2/3T – 1/3TE	t₃ = 2(t₂ – t₁) = 2/5T – 1/5TE	(37)
t₂ = T/2 – t_p/2 – t₃ = –1/6T + 1/3TE – t_p/2	t₂ = T/2 – t_p/2 – t₃ = 1/10T + 1/5TE – t_p/2
t₁ = TE/2 – T/2 – t_p/2 + t₃ = 1/6T + 1/6TE – t_p/2	t₁ = TE/2 – T/2 – t_p/2 + t₃ = –1/10T + 3/10TE – t_p/2
t₀ = T – TE/2 – t₃ = 1/3T – 1/6TE	t₀ = T – TE/2 – t₃ = 3/5T – 3/10TE

Hieraus ist ersichtlich, dass t₀ und t₃ unverändert bleiben, während t₁ und t₂ um t_p/2 reduziert werden. Die Bedingungen 2T – TE > 0 wird nicht verändert.

Bei einer weiteren Alternative wird eine Pause t_p/2 nach t₀ und vor t₃ eingefügt. Gleichungen (2)–(4) können wiederum entsprechend angepasst werden. Auch für diesen Fall kann der oben aufgezeigte Weg zur Berechnung der Gradientenpulsdauern t_i analog angewandt werden. Es ergeben sich die Zeitspannen

”+”	”–”
t₀ = 1/6(2T – TE – 2t_p)	t₀ = 1/10(6T – 4TE – 6t_p)	(47)
t₁ = 1/6(T + TE – t_p)	t₁ = 1/10(–T + 3TE + t_p)
t₂ = 1/6(–T + 2TE + t_p)	t₂ = 1/10(T + 2TE – t_p)
t₃ = 1/6(4T – 2TE – 4t_p)	t₃ = 1/10(4T – 2TE – 4t_p)

Wie aus den Gleichungen ersichtlich ist, wird die Bedingung für t₀ verschärft. Die Bedingung 2T – TE > 0 wird nicht gelockert. Diese Bedingung soll bei beiden Alternativen erfüllt werden, um eine möglichst umfassende Unterdrückung der unerwünschten Signal-Kohärenzpfade sicherzustellen. Wie bereits erwähnt, ist dies eine generelle Beschränkung von bipolaren Diffusionskodierungssequenzen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform wird vorgeschlagen, einen zusätzlichen Refokussierungspuls zu verwenden, um diese Bedingung zu lockern. Nachteilig kann dabei jedoch die Erzeugung zusätzlicher Kohärenzpfade und die zusätzlich benötigte Zeit für das Einstrahlen des HF-Pulses sein.
Weiterhin ist es möglich, die Zeitspanne T zu maximieren, um die Bedingungen für die Verwendung des Zeitablaufs gemäß der vorab beschriebenen Ausführungsformen weiter zu verbessern.
Dies kann beispielsweise durch Verwendung kurzer Vorbereitungszeiten t_prep und kurzer Auslesezeiten t_adc erreicht werden. Dies kann durch kurze Echozüge (zum Beispiel geringe Auflösung, geringer Echoabstand, partielle k-Raum-Abtastung, iPAT, oder Ähnliche) realisiert werden.
Für eine weitere Verbesserung ist es möglich, den Punkt, an welchem die Spinechobedingung (3) erfüllt wird, zu früheren Zeiten hin zu verschieben (d. h. das Spin-Echo fällt nicht mit der Aufnahme des k-Raum-Zentrums zusammen). Effektiv wird damit die Zeit t_adc verringert. Dies kann zu einem geringen Anteil von T₂*-Relaxation im Zentrum des k-Raums führen, anstatt einer reinen T₂-Relaxation. Abhängig von der verwendeten Sequenz kann jedoch die Echozeit t₃ bis um einen Faktor von 2Δt_adc reduziert werden.
Nachfolgend werden Ergebnisse veranschaulicht, die mit einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens und der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage erzielt wurden. Tabelle 1 zeigt Beispiele von erreichbaren kleinsten Echozeiten TE für verschiedene b-Werte und für drei verschiedene Aufnahmesequenzen (monopolare Stejskal-Tanner-Sequenz, eine herkömmliche bipolare Sequenz mit zusätzlichen, separaten Spoiler-Gradienten und einer Ausführungsform der erfindungsgemäßen Aufnahmesequenz „bipolar +”). Zwei Bildgebungsprotokolle mit verschiedenen Auflösungen wurden verwendet. Für die Standardauflösung wurden folgende Werte verwendet:
Gesichtsfeld FOV = 230 × 230 mm, Auflösung RES = 180 × 128, Schichtdicke SL = 5 mm, partielle Fourier-Aufnahme PF = 6/8, Bandbreite BW = 1502 Hz/Pixel, Echoabstand ES = 0,73 ms. Damit wurden für die drei Aufnahmesequenzen die folgenden minimalen Echozeiten erzielt:

b-Wert [s/mm²] monopolar bipolar bipolar+

0 63 ms 86 ms 81 ms

500 72 ms 86 ms 81 ms

1000 79 ms 89 ms 81 ms

2000 87 ms 99 ms 91 ms

5000 114 ms 120 ms 113 ms

10000 143 ms 147 ms 135 ms
Für das Bildgebungsprotokoll mit erhöhter Auflösung wurden folgende Werte verwendet: FOV = 230 × 230 mm, RES = 192 × 192, iPAT2, SL = 5 mm, PF = 6/8, BW = 1184 Hz/Pixel, ES = 0,94 ms. Damit ergeben sich die folgenden minimalen Echozeiten:

b-Wert [s/mm²] monopolar bipolar bipolar+

0 62 ms 87 ms 82 ms

500 70 ms 87 ms 82 ms

1000 77 ms 94 ms 82 ms

2000 85 ms 106 ms 95 ms

5000 115 ms 127 ms 117 ms

10000 143 ms 149 ms 139 ms
Es ist ersichtlich, dass die bipolar+ Sequenz gemäß einer Ausführungsform der Erfindung für den gesamten betrachteten Bereich von b-Werten kürzere Echozeiten erreicht als das herkömmliche bipolare Verfahren. Verglichen mit dem monopolarer Verfahren benötigt das bipolar+ Verfahren geringfügig längere Echozeiten für b-Werte von 1000 s/mm² (≤ 5 ms Unterschied) und erzielt sogar geringere Echozeiten für b-Werte über 5000 s/mm².
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren können dabei jedoch Wirbelströme wesentlich effizienter unterdrückt werden als mit dem monopolaren Verfahren. Dies ist in 5 veranschaulicht. Unter Annahme rechteckförmiger Diffusionsgradienten-Profile, welche exponentiell zerfallende Wirbelströme mit einer einzelnen Zeitkonstante verursachen, wurden die verbleibenden dynamischen Feldverzerrungen abgeschätzt. 3 zeigt die Abhängigkeit der verbleibenden Wirbelstromamplitude im k-Raum-Zentrum von der Zeitkonstante der Wirbelströme. Kurve 81 zeigt die Amplitude für ein monopolares Verfahren, bei wel chem ein konstanter Gradient während der Zeitspanne T geschaltet wird, und Kurve 80 zeigt die Abschätzung der Amplitude bei Verwendung des bipolar+ Verfahrens. Für beide Fälle wurde eine Diffusionskodierung mit einer maximalen Gradientenamplitude und eine Vorentzerrung angenommen, die Wirbelstromfelder auf 0,01% der ursprünglichen Amplitude reduziert. Ein verbleibendes Wirbelstromfeld von 1 μT/m entspricht einer maximalen Fehlregistrierung von einem halben Pixel innerhalb eines Gesichtsfelds von 230 mm. Obwohl der Zeitablauf des bipolar+ Verfahrens nicht für eine maximale Kompensierung der Wirbelströme optimiert wurde, reduziert die Verwendung der bipolaren Gradientenpulse die verbleibenden Wirbelstromfelder um einen Faktor von 5–10 verglichen mit dem monopolaren Verfahren. Dies zeigt, dass das bipolar+ Verfahren auch Wirbelströme effektiv unterdrückt und entsprechende Bildstörungen vermeidet, während gleichzeitig kurze TE-Zeiten erreicht werden.
Um die effiziente Unterdrückung der MR-Signale, die unerwünschten Kohärenzpfaden entsprechen zu untersuchen, wurden mehrere diffusionsgewichtete Bilder mit mehreren Diffusionsrichtungen und Gewichtungen aufgenommen. Beispielsweise wurden Bilddaten für 6, 10, 12, 20, 32 und 46 Richtungen, sowie Bilddaten mit b-Werten von 0,50 s/mm², 500 s/mm² und 1000 s/mm² aufgenommen. Weiterhin wurden für 256 Richtungen Bilddaten mit b-Werten von 0 und von 1000 s/mm² sowohl mit normalen als auch umgekehrten Diffusionsvektororientierungen aufgenommen. Den mit dem bipolar+ Verfahren aufgenommenen Bilddaten konnten keine Anzeichen für Signalanteile von unerwünschten Kohärenzpfaden entnommen werden. Insbesondere waren keine Interferenzen („Streifenartefakte”) sichtbar.
Bilddaten für 20 Diffusionsrichtungen wurden mit einem herkömmlichen bipolaren Verfahren (90), mit dem neuen bipolar+ Verfahren (91) und mit einem Standard monopolaren Verfahren (92) aufgenommen. 6 zeigt eine Standardabweichungskarte für jede der drei Verfahren. Diese veranschaulichen räumliche Verzerrungen durch orientierungsabhängige Wirbelströme (helle Konturen). Mit dem bipolar+ Verfahren (91) sind die wirbelstrominduzierten Verzerrungen nur geringfügig höher als mit einem herkömmlichen bipolaren Verfahren (90). Sie sind jedoch wesentlich geringer im Vergleich zu den monopolaren Verfahren (92). Man beachte, dass das herkömmliche Verfahren hierbei für die Reduzierung dieser Wirbelströme optimiert ist. Zur selben Zeit ermöglicht das bipolar+ Verfahren eine Reduzierung der Echozeit um ca. 10%, bei diesem Beispiel 8 ms, im Vergleich zum herkömmlichen bipolaren Verfahren für die hier verwendete Aufnahmesequenz.
Die Merkmale der vorab beschriebenen Ausführungsformen können kombiniert werden. Die vorab beschriebenen Ausführungsformen haben eine Doppelspinechoaufnahmesequenz mit vier Diffusions-Kodiergradienten und einem EPI oder segmentiertes EPI-Auslesemodul verwendet. Bei anderen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Verfahrens und der erfindungsgemäßen Magnetresonanzanlage können auch andere Aufnahmesequenzen, beispielsweise mit zusätzlichen oder mit weniger Diffusions-Kodiergradienten, zusätzlichen HF-Pulsen und anderen Auslesemodulen verwendet werden.
Durch das Optimieren der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten in Abhängigkeit von dem Auslesemodul können unerwünschte Kohärenzpfade effektiv unterdrückt werden. Das Verfahren kombiniert die Vorteile herkömmlicher bipolarer Verfahren (geringe wirbelstrominduzierte Störungen, gleichmäßige Verteilung der Gradientenlast auf beide GPA-Polaritäten) mit denen von herkömmlichen monopolaren Verfahren (kurze Echozeiten). Für eine Bildgebung mit kleinen b-Werten ist darüber hinaus das vorab beschriebene Schalten zusätzlicher Spoiler-Gradienten vorteilhaft, welche die Echozeit nicht verlängern. Messungen an Phantomen haben die Anwendbarkeit und die Effizienz des Verfahrens gezeigt. Die Erfindung kann beispielsweise zum Verbessern der Bildqualität für eine in vivo Diffusionsbildgebung verwendet werden.

Claims

Verfahren zur diffusionsgewichteten Aufnahme von MR-Signalen mit einer Aufnahmesequenz (50), die ein Diffusionsmodul (51) mit mehreren Diffusions-Kodiergradienten (56–59) und ein Auslesemodul (52) mit Auslesegradienten (60) zum Aufnehmen der MR-Signale umfasst, wobei die Aufnahmesequenz zum Aufnehmen von MR-Signalen, die einem vorbestimmten Signal-Kohärenzpfad entsprechen, konfiguriert ist, wobei das Verfahren umfasst: – Aufnehmen von MR-Signalen mit der Aufnahmesequenz (50), wobei die Diffusions-Kodiergradienten (56–59) während der Aufnahmesequenz (50) mit vorbestimmten Gradientenmomenten (M₀–M₃) geschaltet werden, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenmomente (M₀–M₃) der Diffusions-Kodiergradienten (56–59) derart eingestellt werden, dass MR-Signale, die anderen Kohärenzpfaden als dem vorbestimmten Kohärenzpfad entsprechen, verringert werden, wobei die Einstellung der Gradientenmomente (M₀–M₃) zum Erzielen einer vorbestimmten Verringerung unter Verwendung eines Schwellwertes für jeden der anderen Kohärenzpfade erfolgt.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellwert in Abhängigkeit von dem verwendeten Auslesemodul (52) bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellwert auf Basis eines resultierenden Gradientenmoments (M_readout) der Auslesegradienten des Auslesemoduls bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellwert ein minimales Dephasierungsgradientenmoment (M_spoil) definiert, wobei die Einstellung der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten derart erfolgt, dass für jeden der anderen Kohärenzpfade der Aufnahmesequenz das Gradientenmoment, welches für den jeweiligen Kohärenzpfad aus den Diffusions-Kodiergradienten resultiert, mindestens so groß ist wie das minimale Dephasierungsgradientenmoment (M_spoil).
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellwert derart bestimmt wird, dass die zentralen Positionen im k-Raum der MR-Signale, die den anderen Kohärenzpfaden der Aufnahmesequenz entsprechen, außerhalb des mit der Aufnahmesequenz abzutastenden k-Raumes liegen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellwert ein minimales Dephasierungsgradientenmoment M_spoil ist und bestimmt wird gemäß der Gleichung M_spoil = N·M_readout mit N ≥ 1, wobei das Auslese-Gradientenmoment M_readout gemäß M_readout = RES/(γ·FOV) bestimmbar ist, wobei RES die Auflösung und FOV das Gesichtsfeld des Auslesemoduls (52), und γ das gyromagnetische Verhältnis bezeichnen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten mittels der Gradientenpulslängen eingestellt werden, wobei das Diffusionsmodul (51) mindestens vier Diffusions-Kodiergradienten (56–59) mit mindestens vier Gradientenpulslängen (t₀–t₃) als Parameter umfasst, wobei drei der Parameter bestimmt werden durch drei von der Aufnahmesequenz (50) festgelegte Bedingungen, und wobei mindestens ein verbleibender Parameter auf Basis des Schwellwertes bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine verbleibende Parameter aus einem Vergleich der für die anderen Kohärenzpfade resultierenden Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten mit dem Schwellwert bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten mittels der Gradientenpulslängen (t0–t3) eingestellt werden, wobei die Einstellung die folgenden Bedingungen berücksichtigt: – eine von der Aufnahmesequenz vorgegebene Gesamtdauer (T) der Schaltung der Diffusions-Kodiergradienten, – eine von den Diffusions-Kodierungsgradienten zu erreichende Rephasierung der Magnetisierung, die dem vorbestimmten Kohärenzpfad entspricht, – eine derartige Anpassung der Gradientenpulsdauern, dass eine durch die Aufnahmesequenz zu erzeugende Rephasierung eines Spin-Echos zu einem vorbestimmten Aufnahmezeitpunkt (61) des Auslesemoduls stattfindet.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Diffusionsmodul mindestens vier Diffusions-Kodiergradienten, wobei jeweils zwei Gradienten in entgegengesetzte Richtungen geschaltet sind, umfasst.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Auslesemodul eine echoplanare Bildgebungs-(EPI)Auslesesequenz oder eine segmentierte echoplanere Bildgebungs-(EPI)Auslesesequenz umfasst.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Diffusionsmodul (51) des Weiteren mehrere Dephasierungsgradienten (71–74) umfasst, die eine Verringerung der MR-Signale, die den anderen Kohärenzpfaden entsprechen, bewirken.
Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass Gradientenmomente der Dephasierungsgradienten (71–74) und/oder die Polarität der Dephasierungsgradienten (71–74) in Abhängigkeit von dem Schwellwert eingestellt werden.
Verfahren nach Anspruch 12 oder 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Dephasierungsgradienten (71–74) den Diffusions-Kodiergradienten (56–59) überlagert sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 12–14, wobei die Dephasierungsgradienten dann geschaltet werden, wenn die Amplitude (G_D) der Diffusions-Kodiergradienten (56–59) einen vorbestimmten Amplitudenschwellwert unterschreitet.
Verfahren nach einem der Ansprüche 12–15, wobei Gradientenmomente (M_A, M_B) der Dephasierungsgradienten in Abhängigkeit von einer Amplitude (G_D) der Diffusions-Kodiergradienten eingestellt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 12–16, dadurch gekennzeichnet, dass der Schwellwert ein minimales Dephasierungsgradientenmoment (M_spoil) definiert, wobei die Einstellung der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten und der Dephasierungsgradienten derart erfolgt, dass für jeden der anderen Kohärenzpfade der Aufnahmesequenz das Gradientenmoment, welches für den jeweiligen Kohärenzpfad aus den Diffusions-Kodiergradienten und den Dephasierungsgradienten resultiert, mindestens so groß ist wie das minimale Dephasierungsgradientenmoment (M_spoil).
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Diffusionsmodul (51) zwischen mindestens zwei Diffusions-Kodiergradienten eine Pause mit variabler Dauer umfasst, um einen weiteren Freiheitsgrad für die Auswahl der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten zu erhalten.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Aufnahmesequenz eine Doppelspinecho-Sequenz mit zwei Refokussierungspulsen umfasst.
Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens drei freie Induktionszerfälle, drei Spin Echos, und zwei stimulierte Echos als anderer Kohärenzpfade auftreten, wobei das Einstellen der Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten derart erfolgt, dass MR-Signalanteile, die diesen Kohärenzpfaden entsprechen reduziert werden.
Magnetresonanzanlage zur diffusionsgewichteten Aufnahme von MR-Signalen mit einer Aufnahmesequenz (50), die ein Diffusionsmodul (51) mit mehreren Diffusions-Kodiergradienten (56–59) und ein Auslesemodul (52) mit Auslesegradienten zum Aufnehmen der MR-Signale umfasst, wobei die Aufnahmesequenz zum Aufnehmen von MR-Signalen, die einem vorbestimmten Signal-Kohärenzpfad entsprechen, konfiguriert ist, umfassend: – eine Aufnahmeeinheit (21), die zum Aufnehmen von MR-Signalen mit der Aufnahmesequenz (50) und zum Schalten der Diffusions-Kodiergradienten (56–59) mit vorbestimmten Gradientenmomenten während der Aufnahmesequenz ausgestaltet ist, – eine Steuereinheit (18), die zum Steuern des Aufnahmeeinheit (21) ausgestaltet ist, wobei die Steuereinheit (18) die Gradientenmomente der Diffusions-Kodiergradienten derart einstellt, dass MR-Signale, die anderen Kohärenzpfaden als dem vorbestimmten Kohärenzpfad entsprechen, verringert werden, wobei die Einstellung der Gradientenmomente zum Erzielen einer vorbestimmten Verringerung unter Verwendung eines Schwellwertes für jeden der anderen Kohärenzpfade erfolgt.
Magnetresonanzanlage nach Anspruch 21, wobei die Magnetresoanzanlage zum Durchführen eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1–20 ausgestaltet ist.
Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches bei Ausführung in einem Rechnersystem das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–20 ausführt.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einem Rechnersystem das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–20 durchführen.