DE102016200975A1

DE102016200975A1 - Diffusionsgewichtete Magnetresonanz-Bildgebung

Info

Publication number: DE102016200975A1
Application number: DE102016200975.3A
Authority: DE
Inventors: Pedro Miguel Itriago Leon; Mario Zeller
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2016-01-25
Filing date: 2016-01-25
Publication date: 2017-07-27
Also published as: US10649055B2; US20170212199A1

Abstract

Es werden diffusionscodierende Gradientenpulse (411, 412) mit einer Amplitude (421) und einer Dauer (422) angewendet. Die Amplitude (421) und die Dauer (422) der Gradientenpulse (411, 412) werden für verschiedene Anregungen der Kernmagnetisierung variiert. In Beispielen kann die Echozeit (302A) für verschiedene Anregungen der Kernmagnetisierung verändert werden.

Description

TECHNISCHES GEBIET
Verschiedene Ausführungsformen betreffen ein Verfahren, welches das Bestimmen eines diffusionsgewichteten Magnetresonanz-Bilds umfasst, sowie eine korrespondierende Magnetresonanz-Anlage. Insbesondere betreffen verschiedene Ausführungsformen die Variation der Amplitude und Dauer von diffusionscodierenden Gradientenpulsen.
HINTERGRUND
Magnetresonanz(MR)-Bildgebung ist eine Technologie zum Erzeugen von MR-Bildern auf Grundlage von MR-Daten, welche ein Untersuchungsobjekt abbilden. Typischerweise wird das Untersuchungsobjekt wie beispielsweise eine Untersuchungsperson in einem Grundmagnetfeld positioniert, welches statisch und möglichst homogen ausgebildet ist und z.B. eine Stärke zwischen 0,5 Tesla und 5 Tesla aufweist. Das Grundmagnetfeld richtet die Kernmagnetisierung des Untersuchungsobjekts aus; insbesondere findet eine Polarisation der Kernmagnetisierung entlang der Richtung des Grundmagnetfelds statt.
Es können dann Hochfrequenz(HF)-Anregungspulse in einen Untersuchungsbereich eingestrahlt werden, um die Kernmagnetisierung aus ihrer Ruhelage entlang der Richtung des Grundmagnetfelds auszulenken, d.h. um die Kernmagnetisierung anzuregen. Die darauffolgende Relaxation der Kernmagnetisierung kann wiederum HF-Signale erzeugen, sogenannte Echos. Im Rahmen der Gradientenecho MR-Bildgebung bzw. echoplanaren MR-Bildgebung (EPI) werden gezielt sogenannte Gradientenechos erzeugt, indem Gradientenpulse zum Rephasieren und Dephasieren der Kernmagnetisierung angewendet werden (refokussierende und dephasierende Gradientenpulse). Diese können z.B. Teil eines entsprechenden Gradientenpulszugs sein.
Auch zur Ortscodierung der MR-Daten können Gradientenpulse angewendet werden. Die Gradientenpulse erzeugen Gradienten-Magnetfelder (Gradientenfelder), die mit dem Grundmagnetfeld überlagert sind.
Die MR-Daten können während einer Auslesephase gemessen werden. Die Auslesephase ist um die Echozeit TE gegenüber der Anregung zeitlich beabstandet.
Häufig werden die MR-Daten auch als Rohdaten bezeichnet. Die MR-Daten können prozessiert werden, um das MR-Bild des Untersuchungsobjekts zu rekonstruieren. Zum Beispiel werden die gemessenen MR-Daten typischerweise digitalisiert und liegen zunächst im Ortsfrequenz-Raum (K-Raum) vor. Auf Grundlage einer Fourier Transformation ist es dann möglich, die MR-Daten in den Bildraum zu überführen, um das MR-Bild zu erzeugen.
Eine spezielle Form der MR-Bildgebung ist die diffusionsgewichtete MR-Bildgebung. Diffusionsgewichtete MR-Bilder können in der klinischen Routine wichtige diagnostische Informationen, beispielsweise bei der Schlaganfall- und Tumordiagnostik liefern. Diffusionsgewichtete MR-Bilder beinhalten Information über die Diffusion von Molekülen im Untersuchungsbereich. Aus der Diffusionsgewichtung kann z.B. eine Stärke der Diffusion abgeleitet werden, also eine quantitative Aussage erfolgen.
Bei der diffusionsgewichteten MR-Bildgebung werden zusätzliche Gradientenfelder (Diffusionsgradientenfelder) in bestimmten Richtungen durch Anwenden von entsprechenden diffusionscodierenden Gradientenpulsen geschaltet. Die Diffusionsgradientenfelder bewirken die Diffusionscodierung der MR-Daten durch die Diffusion: Die Diffusion von Wassermolekülen entlang der angelegten Diffusionsgradientenfelder schwächt das gemessene MR-Signal typischerweise ab. In Gebieten mit geringerer (größerer) Diffusion erfolgt somit typischerweise eine geringere (größere) Signalabschwächung, so dass diese Gebiete bei einer bildgebenden MR-Messung eine vergrößerte (verringerten) Amplitude aufweisen können.
Die Stärke der Diffusionsgewichtung kann dabei mit der Stärke der angelegten Diffusionsgradientenfelder korreliert sein bzw. mit der der Amplitude und Dauer der Gradientenpulse; typischerweise können stärkere (schwächere) Diffusionsgradientenfelder eine stärkere (schwächere) Diffusionsgewichtung der MR-Bilder bewirken.
Die Parameter der Diffusionsgradientenfelder werden oftmals als sog. b-Wert erfasst. b-Werte für unterschiedliche Gradientenfelder sind in Bezug auf Diffusionsgradientenfelder und die sogenannte b-Matrix bekannt. Die b-Matrix kann Eigenschaften der Diffusionsgradientenfelder beschreiben, etwa Stärke und/oder Orientierung und/oder Dauer etc.
Auf Grundlage verschiedener b-Werte kann die b-Matrix bestimmt werden. Auf Grundlage der b-Matrix kann wiederum der Diffusionstensor bestimmt werden, d.h. eine Beschreibung der Stärke und Richtung der Diffusion. Dies kann z.B. auf Grundlage der sog. Stejskal-Tanner-Gleichung erfolgen. Der Diffusionstensor beinhaltet umfassende Information über die Diffusion.
Es sind auch unterschiedliche Diffusionscodierungen möglich. Eine beispielhafte Diffusionscodierung ist Duale-Bipolare-Diffusionscodierung, vgl. HEID O., „Eddy current-nulled diffusion weighting" in Proc. 8th Annual Meeting of ISMRM (2000) 799, deren entsprechende Offenbarung hierein durch Querverweis übernommen wird.
Vorbekannte Techniken der diffusionsgewichteten MR-Bildgebung weisen bestimmte Einschränkungen auf. Bei der diffusionsgewichteten MR-Bildgebung kann es z.B. zu Phasenfehlern, wie beispielsweise schichtspezifischer Dephasierung kommen. Diese Dephasierung wird durch ungewollte Gradientenfelder bewirkt, die als Konsequenz der Maxwell-Gleichungen auftreten. Diese ungewollten Gradientenfelder werden auch als Begleit-Felder (engl. concomitant field terms) bezeichnet.
Es sind Techniken bekannt, um Phasenfehler aufgrund der Begleit-Felder zu reduzieren. Z.B. könnten schichtspezifische und gradientenspezifische Korrekturmomente bestimmt werden. Diese Korrekturmomente können durch entsprechend angepasste Gradientenpulse der Diffusionscodierung aufgeprägt werden, vgl. MEIER C. et al., „Concomitant Field Terms for Asymmetric Gradient Coils: Consequences for Diffusion, Flow, and Echo-Planar Imaging" in Mag. Reson. Med. 60 (2008) 128–134.
Solche Techniken gemäß MEIER C. können vergleichsweise aufwendig sein. Insbesondere kann es erforderlich sein, die Korrekturmomente zu berechnen und die Gradientenpulse entsprechend anzupassen.
Darüber hinaus können solche Techniken nur begrenzt für Mehrschicht MR-Bildgebung anwendbar sein. Die Mehrschicht MR-Bildgebung wird manchmal auch als Schichtmultiplex MR-Bildgebung bezeichnet. Bei der Mehrschicht MR-Bildgebung wird die Kernmagnetisierung in zwei oder mehr Schichten zeitparallel angeregt und die MR-Daten werden zeitparallel ausgelesen (engl. simultaneous multi-slice, SMS). Eine Trennung der MR-Daten in die verschiedenen Schichten erfolgt z.B. basierend auf schichtspezifischen Rekonstruktionskernen einer Technik der parallelen Bildgebung (engl. partial parallel acquistion, ppa). Ppa Techniken ermöglichen es, den K-Raum unterabzutasten und fehlende Abtastpunkte der MR-Daten durch Anwenden eines Rekonstruktionskerns zu rekonstruieren. Entsprechende Techniken in Bezug auf die SMS EPI sind beschrieben in: SETSOMPOP K. et al., "Improving diffusion MRI using simultaneous multi-slice echo planar imaging" in NeuroImage 63 (2012) 569–580, sowie in US 8,405,395 ; diese werden hierin durch Querverweis inkorporiert.
Da die oben genannten Korrekturmomente schichtspezifisch sind, kann es nicht oder nur eingeschränkt möglich sein, diese bei der zeitparallelen Modifikation der Kernmagnetisierung in mehreren Schichten anzuwenden. Darüber hinaus wird im Rahmen der SMS MR-Bildgebung typischerweise angestrebt, die zeitparallel modifizierten Schichten möglichst weit beabstandet zu wählen, um eine um eine gute Schichttrennung zu ermöglichen bzw. eine signifikante Herabsetzung des g-Faktors zu vermeiden. Im Rahmen der SMS MR-Bildgebung werden typischerweise beabstandete Schichten gewählt, um die Trennung der Schichten durch eine Variation der Sensitivitäten der Empfangsspulen zu ermöglichen. Je weiter die beiden gleichzeitig angeregten Schichten auseinanderliegen, desto größer ist typischerweise die Sensitivitätsvariation. Der g-Faktor beschreibt die durch die Spulengeometrie bedingte Herabsetzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses. Dies ist insbesondere für hohe Beschleunigungsfaktoren, d.h. für eine große Anzahl von zeitparallel modifizierten Schichten, bzw. für HF-Spulenarrays mit einer geringen Anzahl von Spulenelementen der Fall. Deshalb kann oftmals keine gute Näherung der Korrekturmomente für alle zeitparallel modifizierten Schichten gefunden werden. Dies kann zu einer Herabsetzung der Qualität der MR-Bilder führen, insbesondere für Schichten, die weit entfernt vom Isozentrum angeordnet sind.
Aus DE 10 2012 205 587 B4 sind weiterhin Techniken bekannt, bei welchen HF-Anregungspulse für die Schichten zeitlich verschoben werden. Dadurch können auch im Rahmen der SMS MR-Bildgebung schichtspezifische Momente aufgeprägt werden, welche eine Korrektur der Begleit-Felder ermöglichen. Jedoch weist eine solche Technik die Einschränkung auf, dass für jede Schicht unterschiedliche HF-Anregungspulse bestimmt werden müssen. Dies kann vergleichsweise kompliziert und aufwendig sein. Außerdem kann es zu einem signifikantem Zeitversatz zwischen dem Anregen der Kernmagnetisierung in unterschiedlichen Schichten kommen, was eine Qualität des MR-Bilds reduzieren kann.
ZUSAMMENFASSUNG
Deshalb besteht ein Bedarf für verbesserte Techniken der diffusionsgewichteten MR-Bildgebung. Insbesondere besteht ein Bedarf für Techniken, welche zumindest einige der oben genannten Nachteile und Einschränkungen beheben. Insbesondere besteht ein Bedarf für solche Techniken, welche es ermöglichen, Phasenfehler aufgrund von Begleit-Feldern zu reduzieren bzw. zu vermeiden. Es besteht auch ein Bedarf für Techniken, die im Zusammenhang mit der SMS MR-Bildgebung angewendet werden können.
Diese Aufgabe wird von den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche gelöst. Die Merkmale der abhängigen Ansprüche definieren Ausführungsformen.
Eine Ausführungsform betrifft ein Verfahren, welches das Einstrahlen eines ersten HF-Anregungspulses zum Anregen der Kernmagnetisierung in einem Untersuchungsbereich umfasst. Das Verfahren umfasst weiterhin das Anwenden von ersten diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den ersten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Die ersten Gradientenpulse weisen eine erste Amplitude und eine erste Dauer auf. Das Verfahren umfasst weiterhin das Erfassen von ersten MR-Daten für die durch den ersten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Das Verfahren umfasst weiterhin das Einstrahlen eines zweiten HF-Anregungspulses zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich. Das Verfahren umfasst weiterhin das Anwenden von zweiten diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den zweiten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Die zweiten Gradientenpulse weisen eine zweite Amplitude und eine zweite Dauer auf. Das Verfahren umfasst weiterhin das Erfassen von zweiten MR-Daten der durch den zweiten HF-Anregungspuls angeregten Kernmagnetisierung. Das Verfahren umfasst weiterhin das Bestimmen eines diffusionsgewichteten MR-Bilds basierend auf den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten. Die erste Amplitude ist verschieden von der zweiten Amplitude. Die erste Dauer ist verschieden von der zweiten Dauer.
Gemäß verschiedener Ausführungsformen wird also eine MR-Bildgebung mittels entsprechender MR-Messsequenzen implementiert. Die MR-Messsequenzen umfassen die HF-Anregungspulse, die diffusionscodierenden Gradientenpulse, usf.
Zum Beispiel können die HF-Anregungspulse 90° Pulse sein. Es ist auch möglich, dass die HF-Anregungspulse andere Flipwinkel aufweisen. Die HF-Anregungspulse können die Kernmagnetisierung aus der Ruhelage parallel zum Grundmagnetfeld auslenken. Dies bedeutet, dass die HF-Anregungspulse eine Transversalkomponente der Kernmagnetisierung erzeugen können. Die HF-Anregungspulse können die Kernmagnetisierung in einer oder mehreren Schichten des Untersuchungsbereichs anregen.
Es können unterschiedlichste Techniken zum Erfassen der ersten MR-Daten und der zweiten MR-Daten eingesetzt werden. Zum Beispiel kann eine EPI MR-Bildgebung verwendet werden. Dies kann bedeuten, dass refokussierende und refokussierende Gradientenpulse zum Formieren von Gradientenechos eingestrahlt werden. Zum Beispiel können die refokussierenden und defokussierenden Gradientenpulse Teil eines Gradientenpulszugs sein, welcher abwechselnd Gradientenpulse positiver und negativer Polarität umfasst. In weiteren Beispiel kann eine Spin-Echo MR-Bildgebung verwendet werden, etwa Turbo Spin-Echo (TSE).
Der Untersuchungsbereich kann zum Beispiel ein Teilbereich einer Untersuchungsperson sein. Zum Beispiel könnte der Untersuchungsbereich eine Kopfregion, zum Beispiel das Gehirn, der Untersuchungsperson umfassen. Basierend auf dem diffusionsgewichteten MR-Bild kann es zum Beispiel möglich sein, verschiedene physiologische Eigenschaften der Materie im Untersuchungsbereich zu bestimmen. Das MR-Bild kann zum Beispiel zu Detektion eines Schlaganfalls oder eines Tumors verwendet werden. Deshalb kann es grundsätzlich erstrebenswert sein, dass die Qualität des MR-Bilds möglichst gut ist; derart kann eine große Informationstiefe in dem MR-Bild beinhaltet sein und es kann möglich sein, eine aussagekräftige Diagnose auf Grundlage des MR-Bilds zu tätigen.
Grundsätzlich kann das MR-Bild unterschiedlichste Parameter der Diffusionscodierung abbilden. Ein Beispiel wäre zum Beispiel der ADC-Faktor (engl. apparent diffusion coefficient) in Einheiten mm^2/s. Der ADC-Faktor beschreibt die Diffusion von Wasser durch verschiedene Gewebetypen. Der ADC-Faktor kann einer Mittelung der Diffusion über unterschiedliche Raumrichtungen entsprechen. Ein weiteres Beispiel wäre das Abbilden von bestimmten Komponenten des Diffusionstensors, welche die Stärke und/oder Richtung der Diffusion beschreibt.
Durch das Wählen unterschiedlicher Amplituden und Dauern der diffusionscodierenden Gradientenpulse für die ersten und zweiten MR-Daten kann es möglich sein, die Amplituden und Dauern der diffusionscodierenden Gradientenpulse flexibel zu wählen. Insbesondere kann es möglich sein, vergleichsweise geringe Amplituden zu wählen, zum Beispiel im Vergleich zu Referenzimplementierungen. Geringere Amplituden der Gradientenpulse können es ermöglichen, die Begleit-Felder zu reduzieren. Dadurch kann es möglich sein, Verfälschungen in den MR-Daten zu reduzieren. Dadurch kann die Qualität des MR-Bilds vergrößert werden.
Je nach Art der in dem diffusionscodierten MR-Bild zu beinhaltenden Information kann es erforderlich sein, unterschiedliche MR-Daten zu erfassen bzw. unterschiedliche Diffusionscodierungen zu implementieren. Insbesondere kann es erforderlich sein, durch geeignete Wahl der diffusionscodierenden Gradientenpulse unterschiedliche b-Werte zu codieren. Der b-Wert ist proportional zu einem von den diffusionscodierenden Gradientenpulsen aufgeprägten Moment; dieses Moment wiederum ist proportional zu einem Produkt zwischen Amplitude und Dauer der diffusionscodierenden Gradientenpulse.
In verschiedenen Beispielen ist es möglich, dass die ersten MR-Daten und die zweiten MR-Daten im Rahmen unterschiedlicher Repetitionen der MR-Messsequenz erfasst werden; dabei kann es möglich sein, dass die unterschiedlichen Repetitionen unterschiedlichen b-Werten entsprechen. Es kann also möglich sein, dass die ersten Gradientenpulse einen ersten b-Wert codieren und die zweiten Gradientenpulse einen zweiten b-Wert codieren, wobei der erste b-Wert verschieden von dem zweiten B-Wert ist. Dies bedeutet, dass es möglich ist, dass das Moment der ersten Gradientenpulse verschieden von dem Moment der zweiten Gradientenpulse ist.
Durch das Wählen unterschiedlicher Amplituden und Dauern der Gradientenpulse für unterschiedliche b-Werte kann auch für große b-Werte – die große Momente und damit typischerweise große Amplituden erfordern – eine Reduktion der Begleit-Felder erreicht werden. Z.B kann auch für b-Werte im Bereich von mehr als 500 s/mm^2, bzw. mehr als 1000 s/mm^2, bzw. mehr als 2000 s/mm^2 eine Reduktion Begleit-Felder erreicht werden.
In verschiedenen Beispielen ist es möglich, dass die ersten MR-Daten bei einer ersten Echozeit in Bezug auf den ersten HF-Anregungspuls erfasst werden und die zweiten MR-Daten bei einer zweiten Echozeit in Bezug auf den zweiten HF-Anregungspuls erfasst werden. Dabei kann die erste Echozeit verschieden von der zweiten Echozeit sein.
Zum Beispiel kann die Echozeit diejenige Zeitspanne definieren, die zwischen der zeitlichen Mitte des HF-Anregungspulses und dem Erfassen der MR-Daten für ein Zentrum des K-Raums verstreicht. Es sind aber auch andere Definitionen der Echozeit denkbar.
Z.B. können größere (kleinere) Echozeiten längere (kürzere) Dauern der Gradientenpulse ermöglichen. Durch das Variieren der Echozeit kann also ein weiterer Freiheitsgrad in dem Bestimmen von Parametern der MR-Messsequenz für das Erfassen der ersten und zweiten MR-Daten implementiert werden. Insbesondere kann es durch das Variieren der Echozeit möglich sein, eine größere Freiheit im Bestimmen der Amplitude und Dauer der Gradientenpulse zu erreichen.
Zum Beispiel kann es möglich sein, dass die erste Echozeit kürzer ist als die zweite Echozeit. Dann können die ersten Gradientenpulse einen b-Wert codieren, welcher kleiner ist, als der b-Wert, welcher durch die zweiten Gradientenpulse codiert wird.
Insbesondere kann es möglich sein, dass durch das verlängerte Wählen der zweiten Echozeit eine längere Dauer der zweiten Gradientenpulse ermöglicht wird; dies wiederum ermöglicht es, eine vergleichsweise kleinere Amplitude der zweiten Gradientenpulse zu wählen, ohne das Moment bzw. den b-Wert, der durch die zweiten Gradientenpulse codiert wird, zu verändern. Dies bedeutet, dass es insbesondere für große b-Werte durch Verlängern der Echozeit möglich ist, die Amplitude der entsprechenden Gradientenpulse zu limitieren. Dadurch kann es möglich sein, dass die Begleit-Felder im Vergleich zu Referenzimplementierungen – bei denen keine Limitierung der Amplitude der entsprechenden Gradientenpulse durch verlängerte Echozeit implementiert ist – reduziert werden können.
Es sind unterschiedlichste qualitative und quantitative Abhängigkeiten der Echozeiten von den b-Werten denkbar. Zum Beispiel wäre es möglich, dass die erste Echozeit 70 % bis 95 % der zweiten Echozeit beträgt, bevorzugt 80 % bis 90 %. Zum Beispiel könnte die erste Echozeit ca. 85 % der zweiten Echozeit betragen.
Dies bedeutet, dass die zweite Echozeit gegenüber der ersten Echozeit signifikant verlängert werden kann. Dadurch wird Flexibilität im Verlängern der Dauer des zweiten Gradientenpulses gewährleistet; dies wiederum ermöglicht es, die Amplitude des zweiten Gradientenpulses zu verringern, ohne das übertragene Moment bzw. den codierten b-Wert zu verändern.
Typischerweise bewirkt das Verlängern der Echozeit eine reduzierte Signalstärke der entsprechenden der MR-Daten. Dies ist der Fall, da die Relaxation der Kernmagnetisierung in die Ruhelage weiter fortgeschritten ist. Die Relaxation der Kernmagnetisierung wird typischerweise durch die T2-Relaxationszeit beschrieben. Die Relaxation der Kernmagnetisierung folgt typischerweise einer exponentiellen Abhängigkeit, wobei die T2-Relaxationszeit den Exponenten d.h. die Stärke der Relaxation bestimmt.
Zum Beispiel wäre es möglich, dass das Verfahren weiterhin umfasst: Reduzieren von Unterschieden der Signalstärke der ersten MR-Daten und der zweiten MR-Daten aufgrund der verschiedenen Echozeiten. Das Reduzieren der Unterschiede kann also einer Kompensation bzw. Normierung auf eine bestimmte Referenz-Echozeit entsprechen. Dadurch wird vermieden, dass das MR-Bild signifikante Verfälschungen aufgrund der unterschiedlich gewählten Echozeiten aufweist.
Zum Beispiel kann das Reduzieren auf einem Verhältnis zwischen, erstens, einer Differenz zwischen der ersten Echozeit und der zweiten Echozeit und, zweitens, der Relaxationszeit basieren. Das Reduzieren kann zum Beispiel die genannte exponentielle Abhängigkeit berücksichtigen. Derart kann eine besonders genaue Kompensation der unterschiedlichen Signalstärken erreicht werden.
Es sind unterschiedlichste Techniken denkbar, um die Relaxationszeit zu bestimmen. In einer einfachen Implementierung kann die Relaxationszeit vorgegeben sein. Zum Beispiel kann die Relaxationszeit in Abhängigkeit des Typs des Untersuchungsbereichs vorgegeben sein. Je nach Typ der Materie im Untersuchungsbereich können zum Beispiel unterschiedliche Relaxationszeit in vorgegeben sein; zum Beispiel können unterschiedliche Relaxationszeiten für folgende Typen von Materie gewählt werden: Fett; Wasser; Gewebe; Luft. Durch das Vorgeben der Relaxationszeit kann eine einfache und wenig komplexe Reduktion der Unterschiede der Signalstärke erreicht werden.
In weiteren Implementierungen kann es möglich sein, dass die Relaxationszeit basierend auf Referenz-MR-Messungen, die bei unterschiedlichen Echozeiten durchgeführt werden, bestimmt wird. Dann kann zum Beispiel durch das Anpassen einer Kurve auf Grundlage des Modells einer exponentiellen Relaxation an die Signalstärken der MR-Daten der Referenz-MR-Messungen die Relaxationszeit empirisch bestimmt werden. Dies kann ein besonders genaues Bestimmen der Relaxationszeit und damit ein besonders genaues Kompensieren der Unterschiede der Signalstärke ermöglichen.
In Beispielen kann es möglich sein, dass das Reduzieren der Unterschiede der Signalstärke schichtspezifisch für mehrere Schichten des Untersuchungsbereichs durchgeführt wird und/oder ortsaufgelöst für unterschiedliche Positionen im Untersuchungsbereich durchgeführt wird. Solchen Techniken kann die Erkenntnis zugrunde liegen, dass die Art der Materie und damit die Relaxationszeit in unterschiedlichen Schichten bzw. an unterschiedlichen Positionen im Untersuchungsbereich variieren können. In Beispielen könnte das ortsaufgelöste Kompensieren zum Beispiel das unterschiedliche Bestimmen der Relaxationszeit für unterschiedliche Bildpunkte der MR-Daten umfassen. Derart kann das Reduzieren von Unterschieden der Signalstärke besonders genau durchgeführt werden.
Es können unterschiedlichste Techniken zur Diffusionscodierung eingesetzt werden. Zum Beispiel wäre es möglich, dass die ersten Gradientenpulse und die zweiten Gradientenpulse eine Dual-Bipolar-Diffusionscodierung bewirken. In einem solchen Fall ist es möglich, dass die ersten Gradientenpulse zwei positive Gradientenpulse und zwei negative Gradientenpulse umfassen, d.h. zwei Gradientenpulse mit positiver Polarität und zwei Gradientenpulse mit negativer Polarität. Entsprechend ist es möglich, dass die zweiten Gradientenpulse zwei positive Gradientenpulse und zwei negative Gradientenpulse umfassen.
In anderen Beispielen ist es möglich, dass die ersten Gradientenpulse und die zweiten Gradientenpulse eine Stejskal-Tanner-Diffusionscodierung bewirken, sh. STEJSKAL E. O. und TANNER J. E. „Spin Diffusion Measurements: Spin Echoes in the Presence of Time-Dependent Field Gradient" in J. Chem. Phys. 42 (1965) 288.
Zum Beispiel ist es möglich, dass der erste HF-Anregungspuls und der zweite HF-Anregungspuls die Kernmagnetisierung jeweils zeitparallel in mehreren Schichten des Untersuchungsbereichs anregen. Es ist dann möglich, dass die ersten MR-Daten und die zweiten MR-Daten jeweils für die mehreren Schichten zeitparallel erfasst werden.
Zum Beispiel kann die MR-Messsequenz also gemäß der SMS MR-Bildgebung eingerichtet sein. Mittels solcher Techniken kann es möglich sein, die Meßdauer zu reduzieren.
Durch das zeitparallele Anregen und / oder Erzeugen von Gradientenechos zum Erfassen der MR-Daten sind typischerweise die MR-Daten für die Schichten überlagert bzw. kollabiert. Das Verfahren kann weiterhin umfassen: Trennen der ersten und / oder zweiten MR-Daten zum Erhalten von schichtspezifischen MR-Daten für jede der Schichten.
Zum Trennen bzw. Entkollabieren der ersten und / oder zweiten MR-Daten für die Schichten kann eine ppa Technik eingesetzt werden, welche einen schichtspezifischen Rekonstruktionskern für jede der Schichten aufweist. Entsprechend wäre es möglich, dass das Verfahren weiterhin umfasst: Trennen der MR-Daten basierend auf schichtspezifischen Rekonstruktionskernen einer ppa Technik. Typischerweise beruht das Trennen der MR-Daten basierend auf schichtspezifischen Rekonstruktionskernen darauf, dass Kalibrations-MR-Daten für die Rekonstruktionskerne mit einer bestimmten Phasencodierung erfasst wurden, die auch für die MR-Daten verwendet wird.
Ein Satz von schichtspezifischen Rekonstruktionskernen für die Schichten kann zum Beispiel während einer Kalibrations-Phase ermittelt werden. Zum Beispiel kann die Kalibrations-Phase das Durchführen einer Kalibrations-Messsequenz umfassen. Zum Beispiel kann die Kalibrations-Messsequenz das Einstrahlen mindestens eines HF-Anregungspulses, welcher die Kernmagnetisierung in den ersten Schichten des Untersuchungsobjekts anregt, umfassen. Zum Beispiel kann die Kalibrations-Messsequenz das Anwenden mindestens eines phasencodierten Gradientenpulszugs zum zeitsequentiellen Erzeugen von Gradientenechos der durch den HF-Anregungspuls angeregten Kernmagnetisierung umfassen. Zum Beispiel kann die Kalibrations-Messsequenz das Messen der Gradientenechos als Kalibrations-MR-Daten umfassen. Auf Grundlage der Kalibrations-MR-Daten kann es dann möglich sein, die schichtspezifischen Rekonstruktionskerne für jede der Schichten zu bestimmen. Insbesondere kann es möglich sein, dass die Kalibrations-MR-Daten für jede der Schichten den K-Raum mit einer höheren Auflösung abtasten als die MR-Daten, d.h. keine Unterabtastung vorliegt.
In Bezug auf das zeitparallele Erfassen von MR-Daten zum Beispiel im Rahmen der SMS MR-Bildgebung können die hierin beschriebenen Techniken besondere Vorteile aufweisen. So kann es zum Beispiel im Gegensatz zu Referenzimplementierungen, die auf schichtspezifisch aufgeprägten Korrektur-Momenten beruhen, einfacher möglich sein, die Zeitparallelität in Bezug auf mehrere Schichten zu implementieren. Insbesondere ist es nicht erforderlich, schichtspezifische Korrektur-Momente zu bestimmen. Es ist auch nicht erforderlich, schichtspezifische Korrektur-Momente durch geeignetes Schalten von Gradientenpulsen anzuwenden – was bei zeitparallelen Anregen bzw. zeitparallelem Erfassen von MR-Daten ohnehin nicht oder nur eingeschränkt möglich sein kann.
In verschiedenen Ausführungsformen wird eine MR-Anlage bereitgestellt. Die MR-Anlage umfasst mindestens einen Prozessor. Der mindestens eine Prozessor ist eingerichtet, um mindestens eine HF-Spule zum Einstrahlen eines ersten HF-Anregungspulses zum Anregen der Kernmagnetisierung in einem Untersuchungsbereich anzusteuern. Der mindestens eine Prozessor ist weiterhin eingerichtet, um ein Gradientensystem zum Anwenden von ersten diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den ersten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung anzusteuern, wobei die ersten Gradientenpulse eine erste Amplitude und eine erste Dauer aufweisen. Der mindestens eine Prozessor ist weiterhin eingerichtet, um die mindestens eine HF-Spule zum Erfassen von ersten MR-Daten für die durch den ersten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung anzusteuern. Der mindestens eine Prozessor ist weiterhin eingerichtet, um die mindestens eine HF-Spule zum Einstrahlen eines zweiten HF-Anregungspulses zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich anzusteuern. Der mindestens eine Prozessor ist weiterhin eingerichtet, um ein Gradientensystem zum Anwenden von zweiten diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den zweiten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung anzusteuern. Die zweiten Gradientenpulse weisen eine zweite Amplitude und eine zweite Dauer auf. Der mindestens eine Prozessor ist weiterhin eingerichtet, um die mindestens eine HF-Spule zum Erfassen von zweiten MR-Daten für die durch den zweiten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung anzusteuern. Der mindestens eine Prozessor ist weiterhin eingerichtet, um ein diffusionsgewichtetes MR-Bild basierend auf den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten zu bestimmen. Die erste Amplitude ist verschieden von der zweiten Amplitude. Die erste Dauer ist verschieden von der zweiten Dauer.
Zum Beispiel kann die MR-Anlage gemäß dem gegenwärtig diskutierten Aspekt eingerichtet sein, um das Verfahren gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung auszuführen.
Für eine solche MR-Anlage können Effekte erzielt werden, die vergleichbar sind mit den Effekten, die für das Verfahren gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung erzielt werden können.
In verschiedenen Ausführungsformen umfasst ein Computerprogrammprodukt Programm-Code, der von mindestens einem Prozessor ausgeführt werden kann. Ausführen des Programm-Codes bewirkt das Durchführen eines Verfahrens. Das Verfahren umfasst das Einstrahlen eines ersten HF-Anregungspulses zum Anregen der Kernmagnetisierung in einem Untersuchungsbereich umfasst. Das Verfahren umfasst weiterhin das Anwenden von ersten diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den ersten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Die ersten Gradientenpulse weisen eine erste Amplitude und eine erste Dauer auf. Das Verfahren umfasst weiterhin das Erfassen von ersten MR-Daten für die durch den ersten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Das Verfahren umfasst weiterhin das Einstrahlen eines zweiten HF-Anregungspulses zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich. Das Verfahren umfasst weiterhin das Anwenden von zweiten diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den zweiten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Die zweiten Gradientenpulse weisen eine zweite Amplitude und eine zweite Dauer auf. Das Verfahren umfasst weiterhin das Erfassen von zweiten MR-Daten der durch den zweiten HF-Anregungspuls angeregten Kernmagnetisierung. Das Verfahren umfasst weiterhin das Bestimmen eines diffusionsgewichteten MR-Bilds basierend auf den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten. Die erste Amplitude ist verschieden von der zweiten Amplitude. Die erste Dauer ist verschieden von der zweiten Dauer.
In verschiedenen Ausführungsformen umfasst ein elektronisch lesbares Speichermedium mit darauf gespeichertem Programm-Code, der von mindestens einem Prozessor ausgeführt werden kann. Ausführen des Programm-Codes bewirkt das Durchführen eines Verfahrens. Das Verfahren umfasst das Einstrahlen eines ersten HF-Anregungspulses zum Anregen der Kernmagnetisierung in einem Untersuchungsbereich umfasst. Das Verfahren umfasst weiterhin das Anwenden von ersten diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den ersten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Die ersten Gradientenpulse weisen eine erste Amplitude und eine erste Dauer auf. Das Verfahren umfasst weiterhin das Erfassen von ersten MR-Daten für die durch den ersten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Das Verfahren umfasst weiterhin das Einstrahlen eines zweiten HF-Anregungspulses zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich. Das Verfahren umfasst weiterhin das Anwenden von zweiten diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den zweiten HF-Anregungspuls angeregte Kernmagnetisierung. Die zweiten Gradientenpulse weisen eine zweite Amplitude und eine zweite Dauer auf. Das Verfahren umfasst weiterhin das Erfassen von zweiten MR-Daten der durch den zweiten HF-Anregungspuls angeregten Kernmagnetisierung. Das Verfahren umfasst weiterhin das Bestimmen eines diffusionsgewichteten MR-Bilds basierend auf den ersten MR-Daten und den zweiten MR-Daten. Die erste Amplitude ist verschieden von der zweiten Amplitude. Die erste Dauer ist verschieden von der zweiten Dauer.
Die oben dargelegten Merkmale und Merkmale, die nachfolgend beschrieben werden, können nicht nur in den entsprechenden explizit dargelegten Kombinationen verwendet werden, sondern auch in weiteren Kombinationen oder isoliert, ohne den Schutzumfang der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
1 illustriert schematisch eine MR-Anlage.
2 illustriert schematisch das Durchführen mehrerer Repetitionen einer diffusionsgewichteten MR-Messsequenz gemäß verschiedener Ausführungsformen, wobei die verschiedenen Repetitionen unterschiedliche b-Werte codieren, wobei 2 weiterhin das Bestimmen eines diffusionsgewichteten MR-Bilds basierend auf MR-Daten, die im Rahmen der verschiedenen Repetitionen erfasst werden, illustriert.
3 illustriert das Erfassen von MR-Daten bei verschiedenen Echozeiten gemäß verschiedener Ausführungsformen, wobei die Echozeit in Abhängigkeit des b-Werts gewählt wird, wobei 3 weiterhin die Amplitude von diffusionscodierenden Gradientenpulsen in Abhängigkeit der Echozeit illustriert.
4 ist ein Sequenzdiagramm einer MR-Messsequenz zum Erfassen von diffusionsgewichteten MR-Daten gemäß verschiedener Ausführungsformen, wobei die MR-Messsequenz ein Modul zur Diffusionscodierung umfasst.
5 ist ein Sequenzdiagramm, welches das Modul zur Diffusionscodierung gemäß verschiedener Ausführungsformen illustriert, wobei 5 eine Stejskal-Tanner-Diffusionscodierung illustriert.
6 ist ein Sequenzdiagramm, welches das Modul zur Diffusionscodierung gemäß verschiedener Ausführungsformen illustriert, wobei 6 eine Dual-Bipolar-Diffusionscodierung illustriert.
7 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens gemäß verschiedener Ausführungsformen.
8 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens gemäß verschiedener Ausführungsformen.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG VON AUSFÜHRUNGSFORMEN
Nachfolgend wird die vorliegende Erfindung anhand bevorzugter Ausführungsformen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert. In den Figuren bezeichnen gleiche Bezugszeichen gleiche oder ähnliche Elemente. Die Figuren sind schematische Repräsentationen verschiedener Ausführungsformen der Erfindung. In den Figuren dargestellte Elemente sind nicht notwendigerweise maßstabsgetreu dargestellt. Vielmehr sind die verschiedenen in den Figuren dargestellten Elemente derart wiedergegeben, dass ihre Funktion und genereller Zweck dem Fachmann verständlich wird. In den Figuren dargestellte Verbindungen und Kopplungen zwischen funktionellen Einheiten und Elementen können auch als indirekte Verbindung oder Kopplung implementiert werden. Eine Verbindung oder Kopplung kann drahtgebunden oder drahtlos implementiert sein. Funktionale Einheiten können als Hardware, Software oder eine Kombination aus Hardware und Software implementiert werden.
Nachfolgend werden Techniken beschrieben, welche es ermöglichen, negative Effekte aufgrund von Begleit-Feldern, die Abweichungen von einem linearen Verlauf von diffusionscodierenden Gradientenfelder darstellen, zu reduzieren. In verschiedenen Beispielen können insbesondere die Dephasierung der Kernmagnetisierung und daraus resultierende Phasenfehler reduziert werden.
Solche Techniken können insbesondere im Zusammenhang mit der diffusionsgewichteten SMS MR-Bildgebung angewendet werden. Dabei erlauben es die Techniken – trotz der zeitparallelen Modifikation der Kernmagnetisierung in mehreren Schichten – eine gezielte Reduktion von negativen Effekten der Begleit-Felder durchzuführen.
In weiteren Beispielen ist es aber auch möglich, solche Techniken im Zusammenhang mit einer diffusionsgewichteten Einzelschicht-Bildgebung anzuwenden, bei der MR-Daten für unterschiedliche Schichten nicht zeitparallel erfasst werden.
Die MR-Bildgebung kann z.B. eine TSE oder EPI Technik verwenden. Die Art der MR-Bildgebung ist nicht wesentlich für die hierin beschriebenen Techniken.
Verschiedene Beispiele der hierein beschriebenen Techniken beruhen auf einer Wahl unterschiedlicher Echozeiten für unterschiedliche b-Werte der Diffusionscodierung. Dabei können in beispielhaften Implementierungen größere (kleinere) b-Werte mit größeren (kleineren) Echozeiten erfasst werden; die größeren (kleineren) Echozeiten ermöglichen (erfordern) kleinere (größere) Amplituden der diffusionscodierenden Gradientenpulse.
Diesen Techniken liegt die Erkenntnis zugrunde, dass die Begleit-Felder typischerweise eine quadratische Abhängigkeit von den Amplituden der Gradientenfelder bzw. von der Amplitude der die Gradientenfelder erzeugenden Gradientenpulse zeigen. Dabei limitiert eine kurze Echozeit für hohe b-Werte die für den diffusionscodierenden Gradientenpuls zur Verfügung stehende Zeitspanne; deshalb muss zum Erreichen hoher b-Werte in Referenzimplementierungen eine vergleichsweise große Amplitude des Gradientenpulses gewählt werden. Dies wiederum bewirkt größere Gradientenfelder und damit stärkere Begleit-Felder, was die Qualität der MR-Bildgebung reduziert.
Diesen Techniken liegt ferner die Erkenntnis zugrunde, dass durch das Verlängern der Echozeit für große b-Werte die für den diffusionscodierenden Gradientenpuls zur Verfügung stehende Zeitspanne verlängert werden kann; dadurch kann die Amplitude des Gradientenpulses geringer gewählt werden, wodurch wiederum kleinere Gradientenfelder und damit schwächere Begleit-Felder erreicht werden können.
Diesen Techniken liegt ferner die Erkenntnis zugrunde, dass eine pauschale Verlängerung der Echozeiten für alle b-Werte wenig erstrebenswert sein kann. Dies ist der Fall, da zur Reduktion von T2-Effekten (engl. T2 shine-through effect), die Flächen mit reduziertem Signal bewirken können, grundsätzlich kurze Echozeiten erstrebenswert sind. Für kleine b-Werte werden daher in Beispielen kürzere Echozeiten gewählt, als für große b-Werte.
In verschiedenen Beispielen werden ferner Einflüsse der unterschiedlichen Echozeiten auf das MR-Bild reduziert. Dazu kann eine Relaxationszeit, die eine Abnahme der Signalstärke der MR-Daten beschreibt, z.B. vorgegeben werden oder durch eine Referenz-MR-Messung bestimmt werden. Die Relaxationszeit kann z.B. ortsaufgelöst und / oder schichtspezifisch bestimmt werden.
1 illustriert schematisch eine MR-Anlage 100, die zum Durchführen der oben beschriebenen Techniken und der Techniken, die nachfolgend beschrieben werden, verwendet werden kann. Die MR-Anlage 100 weist einen Magneten 110 auf, der eine Röhre 111 definiert. Der Magnet 110 kann das Grundmagnetfeld parallel zu seiner Längsachse erzeugen.
Ein Untersuchungsobjekt, hier eine Untersuchungsperson 101, kann auf einem Liegetisch 102 in den Magneten 110 geschoben werden. Ein Untersuchungsbereich 101A ist in dem Beispiel der 1 im Bereich des Kopfes der Untersuchungsperson 101 angeordnet.
Die MR-Anlage 100 weist weiterhin ein Gradientensystem 140 zur Erzeugung von Gradientenfeldern auf, die für MR-Bildgebung und zur Ortscodierung von erfassten MR-Daten verwendet werden. Typischerweise umfasst das Gradientensystem 140 mindestens drei separat ansteuerbare und zueinander wohldefiniert positionierte Gradientenspulen 141. Die Gradientenspulen 141 ermöglichen es, entlang bestimmter Raumrichtungen (Gradientenachsen) Gradientenpulse anzuwenden, welche die Gradientenfelder erzeugen. Die Gradientenfelder können z.B. zur Schichtselektion, zur Frequenzcodierung (in Ausleserichtung) und zur Phasencodierung verwendet werden. Dadurch kann eine Ortscodierung der MR-Daten erreicht werden. Die Gradientenfelder können auch zur Diffusionscodierung verwendet werden.
Typischerweise werden Gradientenfelder angestrebt, die linear als Funktion des Orts variieren. Da solche linearen Gradientenfelder keine Lösung der Maxwell-Gleichungen darstellen, treten die Begleit-Felder auf. Diese bewirken eine Abweichung von der Linearität der Gradientenfelder. Begleit-Felder können insbesondere im Zusammenhang mit asymmetrischer Ausgestaltung der Gradientenspulen 141 auftreten, vgl. MEIER C. et al., „Concomitant Field Terms for Asymmetric Gradient Coils: Consequences for Diffusion, Flow, and Echo-Planar Imaging" in Mag. Reson. Med. 60 (2008) 128–134. Für eine Stejskal-Tanner Diffusionscodierung können im Wesentlichen Abweichungen von der gewünschten Amplitude der Gradientenfelder auftreten; dies bewirkt eine Verfälschung des b-Werts. Für eine Dual-Bipolar-Diffusionscodierung kann ein Phasenfehler aufgrund von zusätzlich Dephasierung auftreten, da Momente, die durch Gradientenpulse unterschiedlicher Polarität bewirkt werden, nicht mehr ausgeglichen sind.
Die Begleit-Felder zeigen in erster Näherung eine quadratische Abhängigkeit von der Amplitude der Gradientenfelder und eine lineare Abhängigkeit von der Ortsraumentfernung vom magnetischen Isozentrum des Grundmagnetfelds. Darüber hinaus sind die Begleit-Felder invers proportional zu der Stärke des Grundmagnetfelds. Deshalb sind die Begleit-Felder bei vergleichsweise geringen Grundmagnetfeldern – von z.B. 1,5 Tesla – stärker. Ebenso sind die Begleit-Felder stärker bei hohen Amplituden der diffusionscodierenden Gradientenpulse, d.h. bei hohen b-Werten. Außerdem sind die Begleit-Felder stärker bei Schichten, die sich weiter vom Isozentrum entfernt befinden.
Zur Anregung der sich im Grundmagnetfeld ergebenden Polarisation bzw. Ausrichtung der Kernmagnetisierung in Längsrichtung ist eine HF-Spulenanordnung 121 vorgesehen, die einen amplitudenmodulierten und/oder frequenzmodulierten HF-Anregungspuls in die Untersuchungsperson 101 einstrahlen kann. Dadurch kann eine Transversalmagnetisierung erzeugt werden. Der Flipwinkel des HF-Anregungspulses definiert die Stärke der Auslenkung. Zur Erzeugung solcher HF-Anregungspulse wird eine HF-Sendeeinheit 131 über einen HF-Schalter 130 mit der HF-Spulenanordnung 121 verbunden. Die HF-Sendeeinheit 131 kann einen HF-Generator und eine HF-Amplitudenmodulationseinheit umfassen. Die HF-Anregungspulse können die Transversalmagnetisierung 1d schichtselektiv oder 2D/3D ortsselektiv oder global aus der Ruhelage kippen.
Weiterhin ist eine HF-Empfangseinheit 132 über den HF-Schalter 130 mit der HF-Spulenanordnung 121 gekoppelt. Über die HF-Empfangseinheit 132 können MR-Signale der relaxierenden Transversalmagnetisierung, z.B. durch induktives Einkoppeln in die HF-Spulenanordnung 121, als MR-Daten erfasst bzw. gemessen werden.
Im Allgemeinen ist es möglich, getrennte HF-Spulenanordnungen 121 für das Einstrahlen der HF-Anregungspulse mittels der HF-Sendeeinheit 131 und für das Erfassen der MR-Daten mittels der HF-Empfangseinheit 132 zu verwenden. Zum Beispiel kann es für das Einstrahlen von HF-Pulsen eine Volumenspule 121 verwendet werden und für das Erfassen von Rohdaten eine Oberflächenspule (nicht gezeichnet), welche aus einem Array von HF-Spulen besteht. Zum Beispiel kann die Oberflächenspule für das Erfassen der Rohdaten aus zweiunddreißig einzelnen HF-Spulen bestehen und damit für ppa Techniken besonders geeignet sein. Entsprechende Techniken sind dem Fachmann bekannt, sodass hier keine weiteren Details erläutert werden müssen.
Die MR-Anlage 100 weist weiterhin eine Bedieneinheit 150 auf, welche z.B. einen Bildschirm, eine Tastatur, eine Maus etc. umfassen kann. Mittels der Bedieneinheit 150 kann Benutzereingabe erfasst werden und Ausgabe zum Benutzer realisiert werden. Zum Beispiel kann es möglich sein, mittels der Bedieneinheit 150 einzelne Betriebsmodi bzw. Betriebsparameter der MR-Anlage 100 durch den Benutzer und / oder automatisch und / oder ferngesteuert einzustellen.
Weiterhin weist die MR-Anlage 100 eine Sequenzsteuereinheit 161 auf. Die Sequenzsteuereinheit 161 kann eingerichtet sein, um die verschiedenen Komponenten 131, 132, 140 anzusteuern, um eine Messsequenz durchzuführen. Typischerweise umfasst das Durchführen der Messsequenz die Anregung und Modifikation der Kernmagnetisierung und das anschließende Messen der Daten.
Die Sequenzsteuereinheit 161 kann eingerichtet sein, um eine EPI MR-Messsequenz durchzuführen, z.B. eine SMS EPI MR-Messsequenz. Insbesondere kann die Sequenzsteuereinheit 161 eingerichtet sein, um mehrere Repetitionen der MR-Messsequenz durchzuführen, z.B. um unterschiedliche Diffusionscodierungen für unterschiedliche b-Werte zu erzeugen. Die Sequenzsteuereinheit 161 kann eingerichtet sein, um unterschiedliche Diffusionscodierungen anzuwenden, z.B. die Stejskal-Tanner Codierung oder die Dual-Bipolar-Diffusionscodierung.
Die MR-Anlage 100 weist auch einen Prozessor 162 auf. Der Prozessor 162 kann eingerichtet sein, um basierend auf den MR-Daten ein MR-Bild zu erzeugen. Insbesondere kann der Prozessor 162 eingerichtet sein, um im Rahmen der diffusionsgewichteten MR-Bildgebung unterschiedliche Techniken durchzuführen, z.B. das Bestimmen des b-Werts, das Bestimmen der b-Matrix, das Bestimmen eines ADC Koeffizienten, etc.
Während in dem Beispiel der 1 der Prozessor 162 und die Sequenzsteuereinheit 161 als separate Einheiten illustriert sind, kann es in verschiedenen Beispielen möglich sein, dass die Sequenzsteuereinheit 161 und der Prozessor 162 zumindest teilweise zusammen implementiert sind. Z.B. kann Funktionalität der Sequenzsteuereinheit als Software auf einem Prozessor implementiert sein.
2 illustriert Aspekte des Durchführens mehrerer Repetitionen einer MR-Messsequenz 201 zum Erfassen zugehörigen MR-Daten 211, 212, 213. Basierend auf einer Kombination der erfassten MR-Daten 211, 212, 213 wird ein MR-Bild 220 bestimmt. Das MR-Bild 220 ist diffusionsgewichtet. Dazu umfasst die MR-Messsequenz ein diffusionscodierendes Diffusionsmodul, was z.B. ein oder mehrere Refokussierungspulse und zwei oder mehr diffusionscodierende Gradientenpulse umfasst (in 2 nicht gezeigt).
Zum Beispiel wäre es möglich, dass pro Repetition der MR-Messsequenz 201 alle MR-Daten 211, 212, 213 für ein Abbild des gesamten Untersuchungsbereichs 101A gemessen werden, d.h. alle Schichten des Untersuchungsbereichs 101A abgetastet werden. In verschiedenen Beispielen ist es auch möglich, dass pro Repetition lediglich ein Bruchteil aller Schichten des Untersuchungsbereichs 101A gemessen werden, beispielsweise 2 oder 3 oder 4 Schichten. Dann können aufeinanderfolgende Repetitionen unterschiedliche Schichten abbilden.
In den unterschiedlichen Repetitionen können alternativ oder zusätzlich auch andere MR-Parameter variiert werden. Zum Beispiel könnte für unterschiedliche Repetitionen jeweils eine unterschiedliche Präparation der Kernmagnetisierung angewendet werden, etwa im Zusammenhang mit der diffusionsgewichteten MR-Bildgebung. Zum Beispiel könnte im Zusammenhang mit einer diffusionsgewichteten MR-Bildgebung die codierte Diffusionsrichtung von Repetition zu Repetition variiert werden. Zum Beispiel könnte im Zusammenhang mit einer diffusionsgewichteten MR-Bildgebung der durch mindestens einen Diffusions-Gradientenpuls codierte b-Wert variiert werden (wie in 2 angedeutet).
Der b-Wert wird typischerweise bestimmt durch (vgl. z.B. STEJSKAL E. O. und TANNER J. E. „Spin Diffusion Measurements: Spin Echoes in the Presence of Time-Dependent Field Gradient" in J. Chem. Phys. 42 (1965) 288: Seite 290, rechte Spalte, oben: b = γ²G²δ²(Δ – δ/3), (1) wobei G die Amplitude des Gradientenpulses ist, δ die Dauer des Gradientenpulses und Δ der Zeitabstand zwischen den aufeinanderfolgenden Gradientenpulsen. γ ist das gyromagnetische Verhältnis des Wasserstoff-Protons. Gδ beschreibt das durch den Gradientenpuls bewirkte Moment. Kleinere Amplituden des Gradientenpulses können also – bei gleichbleibendem b-Wert – durch eine längere Dauer des Gradientenpulses kompensiert werden.
3 (linksseitig) illustriert Aspekte in Bezug auf das Verwenden unterschiedlicher Echozeiten zum Erfassen verschiedener MR-Daten, die unterschiedlichen b-Werten entsprechen. Dabei wird die Echozeit 302 als Funktion des codierten b-Werts 301 verändert.
Aus 3 ist ersichtlich, dass unterschiedliche qualitative Abhängigkeiten zwischen der Echozeit 302 und dem b-Wert 301 bestehen können (in 3 durch die durchgezogene, gestrichelte und gestrichelt-gepunktete Linie dargestellt). Zum Beispiel können für größere (kleinere) b-Werte 301 größere (kleinere) Echozeiten verwendet werden.
In 3 ist die qualitative Veränderung der Echozeit 302 als Funktion des b-Werts 301 dargestellt. Es sind unterschiedliche quantitative Abhängigkeiten zwischen der Echozeit 302 und dem b-Wert 301 denkbar. Zum Beispiel könnte die minimale Echozeit 302 (für kleine b-Werte 301) 70 %-95 % der maximalen Echozeit 302 (für große b-Werte 301) betragen.
In 3 (rechtsseitig) sind ferner Aspekte in Bezug auf die Wahl der Amplitude der diffusionscodierenden Gradientenpulse in Abhängigkeit der Echozeit 302 für drei beispielhafte b-Werte 301 dargestellt. Für größere Echozeiten 302 kann eine kleinere Amplitude 421 gewählt werden. Dabei erfordern größere b-Werte grundsätzlich größere Amplituden 421.
Z.B. kann in verschiedenen Ausführungsformen durch gezielte und selektive Verlängerung der Echozeit 302 erreicht werden, dass eine bestimmte – in Bezug auf die Begleit-Felder kritische – Schwellenwert-Amplitude 421A nicht überschritten wird. Gleichzeitig kann die Echozeit 302 so kurz wie möglich gewählt werden, um die Signalstärke der MR-Daten zu maximieren.
4 ist ein Sequenzdiagramm, welches eine diffusionscodierte MR-Messsequenz 400 illustriert. In 4 ist eine HF-Sende- und Empfangskanal 491 dargestellt. Weiterhin ist ein Gradientenkanal 492 dargestellt, z.B. in Phasenkodierrichtung.
Die MR-Messsequenz 400 umfasst einen HF-Anregungspuls 401, welcher zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich 101A eingestrahlt wird. Zum Beispiel kann der HF-Anregungspuls 401 schichtselektiv die Kernmagnetisierung in einer bestimmten Schicht des Untersuchungsbereichs 101A anregen; dazu könnte ein Schichtselektion-Gradientenpulse angewendet werden (in 4 nicht gezeigt). In weiteren Beispielen könnte der HF-Anregungspuls 401 die Kernmagnetisierung zeitparallel in mehreren Schichten des Untersuchungsbereichs 101A anregen, zum Beispiel in 2 oder 3 oder 4 Schichten. Dies kann zum Beispiel mittels SMS MR-Bildgebung implementiert werden.
Im Anschluss an das Einstrahlen des HF-Anregungspulses 401 erfolgt das Anwenden eines Diffusionsmoduls 402. Das Diffusionsmodul 402 dient zur Diffusionscodierung. Zum Beispiel kann das Diffusionsmodul 402 das Einstrahlen von einem oder mehreren HF-Refokussierungspulsen umfassen (in 4 nicht gezeigt). Zum Beispiel kann das Diffusionsmodul 402 das Anwenden von diffusionscodierenden Gradientenpulsen auf die durch den HF-Anregungspuls 401 angeregte Kernmagnetisierung umfassen (in 4 nicht gezeigt). Es können unterschiedliche Techniken zur Diffusionscodierung angewendet werden. Zum Beispiel könnte eine Stejskal-Tanner-diffusionscodierenden oder eine Dual-Bipolar-Diffusionscodierung angewendet werden.
Anschließend wird ein Auslesemodul 403 angewendet. Das Auslesemodul 403 umfasst das Erfassen von MR-Daten 211–213 für die durch den HF-Anregungspuls 401 angeregte Kernmagnetisierung. Zum Beispiel kann das Auslesemodul 403 mittels TSE-Techniken Spinechos formieren. Es wäre auch möglich, dass mittels EPI-Techniken Gradientenechos formiert werden, d.h. eine EPI-Technik eingesetzt wird.
Ein Beispiel für eine spezielle EPI Technik, die im Rahmen des Auslesemoduls 403 eingesetzt werden kann, ist die simultane Echorefokussierung (engl. simultaneous echo refocussing, SER), sh. FEINBERG D. A. et al., „Simultaneous Echo Refocussing in EPI" in Magn. Reson. Med. 48 (2002) 1–5, wobei der entsprechende Offenbarungsgehalt hierin durch Querverweis einbezogen wird. Dabei wird ein einzelner Gradientenpulszugs zeitsequentiell Gradientenechos in mindestens 2 Schichten des Untersuchungsbereichs 101A. Dies wird erreicht durch zeitversetzte Phasengänge der Kernmagnetisierung in den mindestens 2 Schichten. Bei der SER werden schichtselektive HF-Anregungspuls für alle Schichten verwendet, die zeitsequentiell eingestrahlt werden.
Im Rahmen des Auslesemoduls 403 wird der K-Raum abgetastet. Die Zeitspanne zwischen dem Abtasten des Zentrums des K-Raums und dem Einstrahlen des HF-Pulses 401 entspricht der Echozeit 302.
5 illustriert eine beispielhafte Implementierung des Diffusionsmoduls 402. Das Diffusionsmodul 402 gemäß 5 entspricht einer Stejskal-Tanner-Diffusionscodierung. Es werden zwei monopolare Gradientenpulse 411, 412 angewendet, die einen HF-Refokussierungspuls 410 angrenzend umgeben. Der HF-Refokussierungspuls 410 wird zur halben Echozeit 302A eingestrahlt. In 5 ist die Amplitude 421, die Dauer 422 und der Zeitabstand 423 zwischen den Gradientenpulsen 411, 412 illustriert. Aus 5 ist ersichtlich, dass durch das Verlängern der Echozeit 302 bzw. der halben Echozeit 302A die Dauer 422 der Gradientenpulse 411, 412 verlängert werden kann; bei gleichbleibend im Moment kann dadurch die Amplitude 421 reduziert werden (vgl. auch 3).
6 illustriert eine weitere beispielhafte Implementierung des Diffusionsmoduls des 402. Das Diffusionsmodul 402 gemäß 6 entspricht einer Dual-Bipolar-Diffusionscodierung. Dabei werden zwei positive Gradientenpulse 411, 413 und zwei negative Gradientenpulse 412, 414 zur Diffusionscodierung angewendet. Es werden auch zwei Refokussierungspulse 410-1, 410-2 mit einem Zeitabstand eingestrahlt, welcher der halben Echozeit 302A entspricht, vgl. REESE T. et al., „Reduction of eddy-current-induced distortion in diffusion MRI using a twicerefocused spin echo" in Magn. Reson. Med. 49 (2003) 177–182: 1.
In 6 sind die Gradientenpulse 412, 413 für ein bestimmtes Moment – d.h. einen bestimmten b-Wert, vgl. Gl. 1 – für eine kurze Echozeit 302 (durchgezogene Linie) und eine lange Echozeit 302 (gestrichelte Linie) illustriert. Es ist ersichtlich, dass die Amplitude 421 der Gradientenpulse 412, 413 für die verlängerte Echozeit 302 reduziert werden kann; dabei bleibt aber die Fläche unter den Gradientenkurven (in 6 gestrichelt illustriert), das heißt das Moment der Gradientenpulse 412, 413, konstant. Dies bedeutet, dass derselbe b-Wert durch die Gradientenpulse 412, 413 codiert wird. Durch das Reduzieren der Amplitude 421 der Gradientenpulse 412, 413 kann die Stärke der Begleit-Felder reduziert werden.
7 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens gemäß verschiedener Ausführungsformen. Zunächst erfolgt in Schritt 1001 die diffusionsgewichtete MR-Bildgebung bei einem ersten b-Wert. Dabei erfolgt die Diffusionscodierung mit diffusionsgewichteten Gradientenpulsen mit einer ersten Amplitude 412 und einer ersten Dauer 422. Anschließend erfolgt in Schritt 1002 die diffusionsgewichtete MR-Bildgebung bei einem zweiten b-Wert, der verschieden von dem ersten b-Wert ist. Dabei erfolgt die Diffusionscodierung mit diffusionsgewichteten Gradientenpulsen mit einer zweiten Amplitude 412 und einer zweiten Dauer 422; die ersten und zweiten Gradientenpulse unterscheiden sich sowohl in ihrer Amplitude 412, als auch in ihrer Dauer 422.
In verschieden Beispielen ist es möglich, dass für die MR-Bildgebung in Schritt 1001 eine andere Echozeit 302 gewählt wird, als für die MR-Bildgebung in Schritt 1002.
8 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens gemäß verschiedener Ausführungsformen. Insbesondere illustriert 8 Techniken zum Reduzieren von Unterschieden in der Signalstärke der MR-Daten 211–213 aufgrund unterschiedlicher Echozeiten 302, mit denen die MR-Daten 211–213 für unterschiedliche b-Werte erfasst werden.
Ein Kompensationsfaktor kann wie folgt berechnet werden: x = exp((TE₁ – TE₂)/T2), (2)
Wobei TE1 eine erste Echozeit 302 bezeichnet, TE2 eine zweite Echozeit 302 bezeichnet und T2 die Relaxationszeit bezeichnet. Der Kompensationsfaktor kann mit der Signalamplitude in den MR-Daten multipliziert werden, um die Reduktion der Unterschiede der Signalstärke aufgrund der unterschiedlichen Echozeiten 302 vorzunehmen.
In Beispielen kann die Relaxationszeit T2 vorgegeben sein. In anderen Beispielen kann die Relaxationszeit T2 bestimmt werden, zum Beispiel auf Grundlage von Referenz-MR-Messungen, die bei unterschiedlichen Echozeiten 302 durchgeführt werden.
Grundsätzlich kann der Kompensationsfaktor für verschiedene Bildpunkte und/oder für verschiedene Schichten des Untersuchungsbereichs 101A unterschiedlich berechnet werden. Derart kann eine ortsaufgelöste Reduktion der Unterschiede der Signalstärke, d.h. angepasst an die lokale Relaxationszeit T2, erfolgen.
Zusammenfassend wurden oben stehend Techniken erläutert, welche es ermöglichen, diffusionscodierten MR-Daten bei unterschiedlichen b-Werten mit unterschiedlichen Echozeiten zu erfassen. Dies ermöglicht es, die Amplitude der diffusionscodierenden Gradientenpulse insbesondere für große b-Werte vergleichsweise gering zu wählen. Dadurch können Begleit-Felder, welche Abweichungen in den von den diffusionscodierenden Gradientenpulsen bewirkten Gradientenfeldern von einer linearen Form bewirken, reduziert werden. Phasenfehler in den MR-Daten können dadurch vermieden werden und die Qualität der MR-Bildgebung kann erhöht werden.
Die obenstehenden Techniken können insbesondere angewendet werden für die Dual-Bipolar-Diffusionscodierung, die zum Beispiel im Zusammenhang mit SMS EPI Techniken angewendet wird. Es ist insbesondere entbehrlich, schichtspezifische Korrektur-Momente anzuwenden.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

US 8405395 [0016]
DE 102012205587 B4 [0018]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

HEID O., „Eddy current-nulled diffusion weighting“ in Proc. 8th Annual Meeting of ISMRM (2000) 799 [0012]
MEIER C. et al., „Concomitant Field Terms for Asymmetric Gradient Coils: Consequences for Diffusion, Flow, and Echo-Planar Imaging“ in Mag. Reson. Med. 60 (2008) 128–134 [0014]
SETSOMPOP K. et al., "Improving diffusion MRI using simultaneous multi-slice echo planar imaging" in NeuroImage 63 (2012) 569–580 [0016]
STEJSKAL E. O. und TANNER J. E. „Spin Diffusion Measurements: Spin Echoes in the Presence of Time-Dependent Field Gradient” in J. Chem. Phys. 42 (1965) 288 [0045]
MEIER C. et al., „Concomitant Field Terms for Asymmetric Gradient Coils: Consequences for Diffusion, Flow, and Echo-Planar Imaging“ in Mag. Reson. Med. 60 (2008) 128–134 [0079]
STEJSKAL E. O. und TANNER J. E. „Spin Diffusion Measurements: Spin Echoes in the Presence of Time-Dependent Field Gradient” in J. Chem. Phys. 42 (1965) 288: Seite 290 [0092]
FEINBERG D. A. et al., „Simultaneous Echo Refocussing in EPI“ in Magn. Reson. Med. 48 (2002) 1–5 [0102]
REESE T. et al., „Reduction of eddy-current-induced distortion in diffusion MRI using a twicerefocused spin echo“ in Magn. Reson. Med. 49 (2003) 177–182 [0105]

Claims

Verfahren, das umfasst: – Einstrahlen eines ersten Hochfrequenz-Anregungspulses (401) zum Anregen der Kernmagnetisierung in einem Untersuchungsbereich (101A), – Anwenden von ersten diffusionscodierenden Gradientenpulsen (411, 412, 413, 414) auf die durch den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, wobei die ersten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine erste Amplitude (421) und eine erste Dauer (422) aufweisen, – Erfassen von ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) für die durch den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, – Einstrahlen eines zweiten Hochfrequenz-Anregungspulses (401) zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich (101A), – Anwenden von zweiten diffusionscodierenden Gradientenpulsen (411, 412, 413, 414) auf die durch den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, wobei die zweiten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine zweite Amplitude (421) und eine zweite Dauer (422) aufweisen, – Erfassen von zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) der durch den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregten Kernmagnetisierung, – Bestimmen eines diffusionsgewichteten MR-Bilds (220) basierend auf den ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) und den zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213), wobei die erste Amplitude (421) verschieden von der zweiten Amplitude (421) ist, wobei die erste Dauer (422) verschieden von der zweiten Dauer (422) ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die ersten Gradientenpulse einen ersten b-Wert codieren, wobei die zweiten Gradientenpulse einen zweiten b-Wert codieren, wobei der erste b-Wert verschieden von dem zweiten b-Wert ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) bei einer ersten Echozeit (302, 302A) in Bezug auf den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) erfasst werden, wobei die zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) bei einer zweiten Echozeit (302, 302A) in Bezug auf den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) erfasst werden, wobei die erste Echozeit (302, 302A) verschieden von der zweiten Echozeit (302, 302A) ist.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die erste Echozeit (302, 302A) kürzer ist als die zweite Echozeit (302, 302A), wobei ein durch die ersten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) codierte b-Wert kleiner ist als ein durch die zweiten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) codierte b-Wert.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die erste Echozeit (302, 302A) 70 %–95 % der zweiten Echozeit (302, 302A) beträgt, bevorzugt 80 %–90 %.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3–5, wobei das Verfahren weiterhin umfasst: – Reduzieren von Unterschieden der Signalstärke der ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) und der zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) aufgrund der verschiedenen Echozeiten (302, 302A).
Verfahren nach Anspruch 6, wobei das Reduzieren auf einem Verhältnis zwischen erstens einer Differenz zwischen der ersten Echozeit (302, 302A) und der zweiten Echozeit (302, 302A) und zweitens einer Relaxationszeit basiert.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei die Relaxationszeit vorgegeben ist.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei das Verfahren weiterhin umfasst: – Bestimmen der Relaxationszeit basierend auf Referenz-Magnetresonanz-Messungen bei unterschiedlichen Echozeiten (302, 302A).
Verfahren nach einem der Ansprüche 6–9, wobei das Reduzieren schichtspezifisch für mehrere Schichten des Untersuchungsbereichs (101A) durchgeführt wird und/oder ortsaufgelöst für unterschiedliche Positionen im Untersuchungsbereich (101A) durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die ersten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) zwei positive Gradientenpulse (411, 413) und zwei negative Gradientenpulse (412, 414) umfassen, wobei die zweiten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) zwei positive Gradientenpulse (411, 413) und zwei negative Gradientenpulse (412, 414) umfassen.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die ersten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) und die zweiten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine Stejskal-Tanner-Diffusionscodierung oder eine Dual-Bipolar-Diffusionscodierung bewirken.
Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei der erste Hochfrequenz-Anregungspuls (401) und der zweite Hochfrequenz-Anregungspuls (401) die Kernmagnetisierung jeweils zeitparallel in mehreren Schichten des Untersuchungsbereichs (101A) anregen, wobei die ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) und die zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) jeweils für die mehreren Schichten zeitparallel erfasst werden.
Magnetresonanz-Anlage (100), die umfasst: – mindestens einen Prozessor (161, 162), der eingerichtet ist, um mindestens eine Hochfrequenz-Spule (121) zum Einstrahlen eines ersten Hochfrequenz-Anregungspulses (401) zum Anregen der Kernmagnetisierung in einem Untersuchungsbereich (101A) anzusteuern, wobei der mindestens eine Prozessor (161, 162) weiterhin eingerichtet ist, um ein Gradientensystem (140) zum Anwenden von ersten diffusionscodierenden Gradientenpulsen (411, 412, 413, 414) auf die durch den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung anzusteuern, wobei die ersten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine erste Amplitude (421) und eine erste Dauer (422) aufweisen, wobei der mindestens eine Prozessor (161, 162) weiterhin eingerichtet ist, um die mindestens eine Hochfrequenz-Spule (121) zum Erfassen von ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) für die durch den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung anzusteuern, wobei der mindestens eine Prozessor (161, 162) weiterhin eingerichtet ist, um die mindestens eine Hochfrequenz-Spule (121) zum Einstrahlen eines zweiten Hochfrequenz-Anregungspulses (401) zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich (101A) anzusteuern, wobei der mindestens eine Prozessor (161, 162) weiterhin eingerichtet ist, um ein Gradientensystem (140) zum Anwenden von zweiten diffusionscodierenden Gradientenpulsen (411, 412, 413, 414) auf die durch den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung anzusteuern, wobei die zweiten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine zweite Amplitude (421) und eine zweite Dauer (422) aufweisen, wobei der mindestens eine Prozessor (161, 162) weiterhin eingerichtet ist, um die mindestens eine Hochfrequenz-Spule (121) zum Erfassen von zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) für die durch den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung anzusteuern, wobei der mindestens eine Prozessor (161, 162) weiterhin eingerichtet ist, um ein diffusionsgewichtetes MR-Bild (220) basierend auf den ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) und den zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) zu bestimmen, wobei die erste Amplitude (421) verschieden von der zweiten Amplitude (421) ist, wobei die erste Dauer (422) verschieden von der zweiten Dauer (422) ist.
Magnetresonanz-Anlage (100) nach Anspruch 14, wobei die Magnetresonanz-Anlage (100) eingerichtet ist, um das Verfahren nach einem der Ansprüche 1–13 durchzuführen.
Computerprogrammprodukt, das Programm-Code umfasst, wobei der Programm-Code von mindestens einem Prozessor ausgeführt werden kann, wobei Ausführen des Programm-Codes das Durchführen eines Verfahrens bewirkt, wobei das Verfahren umfasst: – Einstrahlen eines ersten Hochfrequenz-Anregungspulses (401) zum Anregen der Kernmagnetisierung in einem Untersuchungsbereich (101A), – Anwenden von ersten diffusionscodierenden Gradientenpulsen (411, 412, 413, 414) auf die durch den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, wobei die ersten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine erste Amplitude (421) und eine erste Dauer (422) aufweisen, – Erfassen von ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) für die durch den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, – Einstrahlen eines zweiten Hochfrequenz-Anregungspulses (401) zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich (101A), – Anwenden von zweiten diffusionscodierenden Gradientenpulsen (411, 412, 413, 414) auf die durch den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, wobei die zweiten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine zweite Amplitude (421) und eine zweite Dauer (422) aufweisen, – Erfassen von zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) der durch den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregten Kernmagnetisierung, – Bestimmen eines diffusionsgewichteten MR-Bilds (220) basierend auf den ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) und den zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213), wobei die erste Amplitude (421) verschieden von der zweiten Amplitude (421) ist, wobei die erste Dauer (422) verschieden von der zweiten Dauer (422) ist.
Elektronisch lesbares Speichermedium, das Programm-Code umfasst, wobei der Programm-Code von mindestens einem Prozessor ausgeführt werden kann, wobei Ausführen des Programm-Codes das Durchführen eines Verfahrens bewirkt, wobei das Verfahren umfasst: – Einstrahlen eines ersten Hochfrequenz-Anregungspulses (401) zum Anregen der Kernmagnetisierung in einem Untersuchungsbereich (101A), – Anwenden von ersten diffusionscodierenden Gradientenpulsen (411, 412, 413, 414) auf die durch den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, wobei die ersten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine erste Amplitude (421) und eine erste Dauer (422) aufweisen, – Erfassen von ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) für die durch den ersten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, – Einstrahlen eines zweiten Hochfrequenz-Anregungspulses (401) zum Anregen der Kernmagnetisierung in dem Untersuchungsbereich (101A), – Anwenden von zweiten diffusionscodierenden Gradientenpulsen (411, 412, 413, 414) auf die durch den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregte Kernmagnetisierung, wobei die zweiten Gradientenpulse (411, 412, 413, 414) eine zweite Amplitude (421) und eine zweite Dauer (422) aufweisen, – Erfassen von zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) der durch den zweiten Hochfrequenz-Anregungspuls (401) angeregten Kernmagnetisierung, – Bestimmen eines diffusionsgewichteten MR-Bilds (220) basierend auf den ersten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213) und den zweiten Magnetresonanz-Daten (211, 212, 213), wobei die erste Amplitude (421) verschieden von der zweiten Amplitude (421) ist, wobei die erste Dauer (422) verschieden von der zweiten Dauer (422) ist.