DE102017215444B4

DE102017215444B4 - Aufnahme von Trace-gewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen

Info

Publication number: DE102017215444B4
Application number: DE102017215444.6A
Authority: DE
Inventors: Thorsten Feiweier
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2017-09-04
Filing date: 2017-09-04
Publication date: 2020-01-23
Anticipated expiration: 2037-09-05
Also published as: US10509089B2; US20190072630A1; DE102017215444A1

Abstract

Verfahren zum Ermitteln von Diffusionsgradienten (DV) für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes, aufweisend die folgenden Schritte:- Festlegen des Raums realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Quader (Q), orientiert entlang der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) eines Gradientensystems (6) mit einer Ausdehnung der Kanten des Quaders (Q) entsprechend den maximalen Gradientenamplituden (G, G, G) von Gradienten (G, G, G) in Richtung der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) des Gradientensystems (6),- Auswählen eines Werteintervalls (I-G) für eine effektive Gradientenamplitude (G) mit einem Minimalwert (G) und einem Maximalwert (G) für die effektive Gradientenamplitude (G) ,- Ermitteln einer Kugelschale (KS) um den Ursprung der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) mit einem Innenradius mit dem Minimalwert (G) und einem Außenradius mit dem Maximalwert (G),- Ermitteln derjenigen Teilbereiche (SB) der Kugelschale (KS), welche innerhalb des Quaders (Q) liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren (KUV),- Auswählen eines Satzes (S-DV) von mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren (DV), welche zusätzliche Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes mit einem Richtungssatz von Diffusionsgradientenvektoren erfüllen, aus der Menge der Kandidaten-Ursprungsvektoren (KUV), wobei die zusätzlichen Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes lauten:-- die Richtungssätze (e) der Diffusionsgradientenvektoren (DV) weisen eine anisotrope Verteilung auf.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes. Zudem betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes. Zudem betrifft die Erfindung eine Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung. Überdies betrifft die Erfindung auch eine Magnetresonanzanlage.
Unter „Magnetresonanzaufnahmen“ werden im Folgenden mit Hilfe eines im Rahmen des Verfahrens angesteuerten Magnetresonanzgeräts erzeugte Bilddaten vom Inneren des Untersuchungsobjekts verstanden, aber auch Parameterkarten, welche eine räumliche oder zeitliche Verteilung von bestimmten Parameterwerten innerhalb des Untersuchungsobjekts wiedergeben und z. B. aus den Bilddaten erzeugt werden können. Unter einer „Aufnahme“ von Magnetresonanzbilddaten wird das Durchführen eines Bildaufnahmeverfahrens mit Hilfe eines Magnetresonanzbildgebungssystems verstanden.
Diffusionsgewichtete Magnetresonanzaufnahmen sind Magnetresonanzaufnahmen, mit deren Hilfe die Diffusionsbewegung von bestimmten Stoffen, insbesondere von Wassermolekülen, im Körpergewebe gemessen und räumlich aufgelöst dargestellt werden kann. Die Diffusions-Bildgebung hat sich im klinischen Alltag insbesondere zur Schlaganfall-Diagnose etabliert, da die betroffenen Hirnregionen in diffusionsgewichteten Bildern bereits deutlich und früher zu erkennen sind als in den klassischen Magnetresonanzaufnahmen. Zusätzlich wird die Diffusionsbildgebung auch in zunehmendem Maße im Umfeld der onkologischen, kardiologischen und muskuloskelettalen Erkrankungen eingesetzt. Eine Variante der diffusionsgewichteten Magnetresonanztomographie ist die Diffusions-Tensor-Bildgebung, bei der auch die Richtungsabhängigkeit der Diffusion erfasst wird. Diffusionsgewichtete Magnetresonanzaufnahmen umfassen im Folgenden sowohl im Rahmen von diffusionsgewichteten Magnetresonanztomographien erzeugte Magnetresonanzaufnahmen als auch im Rahmen von Diffusions-Tensor-Bildgebungen erzeugte Magnetresonanzaufnahmen.
Für die Erzeugung von diffusionsgewichteten Magnetresonanzaufnahmen müssen zunächst diffusionskodierte Rohdaten akquiriert werden. Dies erfolgt mit speziellen Messsequenzen, die im Folgenden als Diffusionsgradienten-Messsequenzen bezeichnet werden. Kennzeichnend bei diesen Messsequenzen ist, dass nach einer üblichen Auslenkung der Spins in eine Ebene senkrecht zum Grundmagnetfeld des Magnetresonanztomographen eine bestimmte Abfolge von Gradientenmagnetfeldpulsen geschaltet wird, welche die Feldstärke des äußeren Magnetfelds in einer vorgegebenen Richtung variieren. Bei Vorliegen einer Diffusionsbewegung geraten die präzedierenden Kerne aus der Phase, was sich im Messsignal bemerkbar macht.
Bei der Diffusionsbildgebung werden in der Regel mehrere Bilder mit unterschiedlichen Diffusionsrichtungen und Wichtungen, d. h. mit unterschiedlichen Diffusionskodierungs-Gradientenpulsen, aufgenommen und miteinander kombiniert. Die Stärke der Diffusionswichtung wird meist durch den sogenannten Diffusionsgewichtungsfaktor, auch als „b-Wert“ bezeichnet, definiert. Die unterschiedlichen Diffusionsbilder bzw. die daraus kombinierten Bilder oder Parameterkarten können dann zu den gewünschten diagnostischen Zwecken verwendet werden. Um den Einfluss der Diffusionsbewegung richtig abschätzen zu können, wird zum Vergleich in vielen Fällen eine weitere Referenzaufnahme verwendet, in der kein Diffusionskodierungs-Gradientenpuls geschaltet wird, d. h. ein Bild mit b = 0. Die Puls-Messsequenz zur Akquisition der Referenz-Rohdaten ist in der gleichen Art aufgebaut wie die Diffusionsgradienten-Messsequenz mit Ausnahme der Aussendung der Diffusionskodierungs-Gradientenpulse. Alternativ kann auch eine Referenzaufnahme mit einem b-Wert ≠ 0 durchgeführt werden.
Für die Befundung werden bei der MR-Diffusionsbildgebung in der Regel Bilder oder Parameterkarten verwendet, bei denen ein freier Diffusionsprozess, auch als freier normaler Gaußscher Diffusionsprozess bezeichnet, mit einem scheinbaren Diffusionskoeffizienten (ADC = apparent diffusion coefficient) angenommen wird. Dieser Prozess ist dadurch charakterisiert, dass in Abhängigkeit von dem Diffusions-Gewichtungsfaktor die Signalstärke gemäß einem exponentiellen Zusammenhang abnimmt.
Erweiterungen dieses Modells berücksichtigen beispielsweise die Richtungsabhängigkeit der Diffusion in mikroskopisch eingeschränkten Geometrien: Entlang von Nervenfasern können sich Wassermoleküle beispielsweise schneller bewegen als senkrecht dazu. Das Diffusions-Tensormodell erfasst diese Zusammenhänge immer noch unter der Annahme eines nun richtungsabhängigen freien normalen Gaußschen Diffusionsprozesses und erlaubt die Berechnung und Darstellung zugehöriger Parameter bzw. Parameterwerte, wie zum Beispiel Parameter betreffend die Richtungsanisotropie.
Darüber hinaus gibt es eine Reihe weiterer Ansätze, mit denen Abweichungen vom Gaußschen Verhalten mit entsprechenden Modellfunktionen beschrieben werden können. Dazu zählt beispielsweise das IVIM-Modell (IVIM = Intra-Voxel Incoherent Motion), bei dem von einem bi-exponentiellen Abfall der Signalamplitude in Abhängigkeit vom b-Wert aufgrund von Perfusionseffekten ausgegangen wird. Zu dieser Klasse von Ansätzen gehört auch das Kurtosis-Modell, bei dem Abweichungen von der exponentiellen Abhängigkeit der Signalstärke vom b-Wert mit Tensoren höherer Ordnung modelliert werden.
Die Erfassung einer Vielzahl von Diffusionsrichtungen und/oder -wichtungen ermöglicht es, ein genaueres Bild über die lokale Diffusionsgeometrie zu erhalten. Mit HARDI- (High Angular Resolution Diffusion Imaging = Diffusions-Bildgebung mit hoher Winkelauflösung), DSI- (Diffusion Spectrum Imaging = spektrale Diffusionsbildgebung) oder Q-Ball-Verfahren (siehe David S. Tuch, „Q-Ball Imaging“, Magnetic Resonance in Medicine 52:1358-1372 (2004)) lassen sich so mehrere Vorzugsrichtungen innerhalb eines Bildvoxels auflösen.
Außerdem gibt es auch Methoden, mit denen die Abhängigkeit der Signalintensität nicht nur von dem b-Wert und der Richtung, sondern auch von bestimmten Intervalldauern im Experiment berücksichtigt wird, um mit Modellannahmen Rückschlüssen auf mikroskopische Gewebeparameter (z. B. den Axonenradius, die Oberfläche-zu-Volumen-Verhältnisse etc.) zu ziehen.
Die zuletzt genannte Gruppe von Methoden bietet die Möglichkeit, neue auf der Diffusion basierende Kontraste mit möglicherweise hohem klinischem Wert zu generieren.
Bei der Aufnahme von Diffusionsdaten mittels der diffusionsgewichteten Magnetresonanzbildgebung stellt die verfügbare Gradientenamplitude G ein zentrales Leistungsmerkmal dar. Denn je größer die Gradientenamplitude ist, desto kürzer ist die benötigte Zeit, um eine vorgegebene Diffusionswichtung zu realisieren. Dies ist zum Beispiel anhand der Stejskal-Tanner-Gleichung zu erkennen: $b = γ^{2} G^{2} τ^{2} (Δ - τ / 3)$
Dabei ist γ das gyromagnetische Verhältnis, τ die Dauer jedes der beiden (idealisiert als rechteckförmig angenommenen) Diffusionsgradienten und Δ der zeitliche Abstand der Diffusionsgradienten. Wird zum Beispiel der Gradient G verdoppelt, so lässt sich die effektive Dauer T = Δ-τ/3 unter der Annahme, dass die Gradientendauer τ unverändert bleibt, auf ein Viertel reduzieren, wenn der b-Wert gleich bleiben soll. Die Angabe „ein Viertel“ stimmt näherungsweise für den Fall, dass der Wert des zeitlichen Abstands der Diffusionsgradienten Δ groß gegenüber dem Wert der Gradientendauer τ ist. In 1 ist eine Stejskal-Tanner-Sequenz zur diffusionsgewichteten Magnetresonanzbildgebung veranschaulicht.
Mithin hat die Gradientenamplitude G einen direkten Einfluss auf das erreichbare Signal-zu-Rauschverhältnis (SNR) einer Einzelmessung. Denn bei verkürzter Diffusions-Kodierungszeit lassen sich Relaxationseinflüsse reduzieren, beispielsweise durch eine dann mögliche Reduktion der Echozeit TE. Der SNR-Gewinn lässt sich beispielsweise nutzen zur Verbesserung der Bildqualität, die Reduktion der Messzeit oder das Erhöhen der Auflösung.
Um die pro physikalische Achse verfügbare maximale Gradientenamplitude eines Systems möglichst optimal auszunutzen, werden in der Regel Gradientenpulse auf mehreren Achsen simultan appliziert. Dabei ist für die Diffusionskodierung die Vektorsumme der Amplitude des effektiven Gradienten $G_{eff} = \sqrt{G_{x}^{2} + G_{y}^{2} + G_{z}^{2}}$
entscheidend, die bis zu $\sqrt{3}$
höher ausfallen kann als die Einzelachsen-Amplituden G_x, G_y, G_z.
Bei einem isotropen Diffusionsprozess, bei dem keine Richtung ausgezeichnet ist, genügt im Prinzip die Messung mit einer Diffusionsrichtung. In diesem Fall kann man die Gradientenamplituden G_x = G_y = G_z = G_max wählen und erhält als effektiven Gradienten $G_{eff} = G_{max} * \sqrt{3},$
also die maximal mögliche Leistung. Allerdings führt dieser Ansatz in Gewebearten mit ausgeprägten Anisotropien, wie zum Beispiel Nerven- oder Muskelfasern, zu undefinierten Resultaten, da die Diffusionswichtung von der a priori unbekannten relativen Ausrichtung zwischen dem Gewebe und dem Koordinatensystem der Gradienten abhängt.
Außerdem werden bei der Ermittlung bestimmter Diffusionsmaße, wie zum Beispiel eine Spur-Wichtung, abgeleitete Diffusionskoeffizienten ADC oder Tensor-Größen, wie zum Beispiel die fraktionelle Anisotropie, diffusionsgewichtete Bildaufnahmen mit mehreren Diffusionsrichtungen benötigt, für die definierte Randbedingungen erfüllt sein müssen. Die zusätzlichen Randbedingungen schränken in der Regel die Möglichkeiten einer simultanen Applizierung auf mehreren Achsen erheblich ein.
Gleichzeitig ist es aber wünschenswert, mit möglichst vielen, unterschiedlichen Richtungen zu arbeiten. Bei der Diffusionsbildgebung können Bildartefakte auftreten, deren Erscheinungsbild stark von der gewählten Diffusionsrichtung abhängt. Beispielsweise können Bildverzerrungen als Folge dynamischer Feldstörungen (Wirbelstromfelder) auftreten, oder unerwünschte Variationen der Bildhelligkeit (Inhomogenitäten) als Folge von mechanischen Vibrationen oder ebenfalls verursacht durch Wirbelstromfelder. Aufgrund der Richtungsabhängigkeit stellt sich mit steigender Anzahl von Diffusionsrichtungen ein Mittelungseffekt ein, so dass bei einzelnen Richtungen auftretende Artefakte im finalen Bild implizit unterdrückt werden.
Zur Quantifizierung eines anisotropen Diffusionsprozesses, beispielsweise in Form eines Spur-Maßes, auch Trace-Maß genannt, wird die Aufnahme von zumindest drei nicht-kollinearen Diffusionsrichtungen benötigt. Geeignete Richtungssätze sind zum Beispiel:

Orthogonal: (G_x, G_y, G_z) = (1, 0, 0), (0, 1, 0), (0, 1, 0),
bei diesem Richtungssatz ist G_eff = G_max;
Optimiert-Orthogonal: (G_x, G_y, G_z) = (1, 1, -1/2), (1, -1/2, 1), (-1/2, 1, 1),
bei diesem Richtungssatz ist $G_{eff} = G_{max} * \sqrt{\frac{9}{4}};$
Tetrahedral: (G_x, G_y, G_z) = (-1, 1, 1), (1, -1, 1), (-1, -1, -1), (1, 1, -1),
bei diesem Richtungssatz ist $G_{eff} = G_{max} * \sqrt{3};$
Oktahedral: (G_x, G_y, G_z) = (1, 0, 1), (-1, 0, 1), (0, 1, 1), (0, 1, -1), (0, 1, -1), (1, 1, 0), (-1, 1, 0),
bei diesem Richtungssatz ist $G_{eff} = G_{max} * \sqrt{2} .$

Allgemein muss die folgende Bedingung erfüllt sein, damit aus einem Satz von Diffusionsrichtungen ein Trace-gewichtetes Bild erzeugt werden kann: $\frac{N}{3} b \cdot 1 = \sum_{n = 1 \dots N} b_{n},$
wobei 1 die Einheitsmatrix, b den b-Wert und b_n die den N Diffusionsrichtungen zugeordneten b-Matrizen darstellen. In der Regel kann jede b-Matrix dargestellt werden als $b_{n} = b \cdot e_{n} \cdot e_{n}^{*},$
mit dem jeweiligen Richtungsvektor e_n und dem adjungierten bzw. transponierten Richtungsvektor e*_n.
Für den optimiert-orthogonale Fall findet man beispielsweise $b_{1} = b' (\begin{matrix} 1 & 1 & - \frac{1}{2} \\ 1 & 1 & - \frac{1}{2} \\ - \frac{1}{2} & - \frac{1}{2} & + \frac{1}{4} \end{matrix}), b_{2} = b' (\begin{matrix} 1 & - \frac{1}{2} & 1 \\ - \frac{1}{2} & + \frac{1}{4} & - \frac{1}{2} \\ 1 & - \frac{1}{2} & 1 \end{matrix}), b_{3} = b' (\begin{matrix} + \frac{1}{4} & - \frac{1}{2} & - \frac{1}{2} \\ - \frac{1}{2} & 1 & 1 \\ - \frac{1}{2} & 1 & 1 \end{matrix})$
und somit $\sum_{n = 1 \dots 3} b_{n} = b' (\begin{matrix} 1 & 0 & 0 \\ 0 & 1 & 0 \\ 0 & 0 & 1 \end{matrix}) mit b = 9 / 4 b' .$
Trace-Bilder können aus den einzelnen diffusionsgewichteten Bildern S_n= M exp(-Tr(D b_n)) berechnet gemäß: $S_{Trace} = \prod_{n = 1 \dots N} S_{n}^{1 /N} = M \cdot exp (- \frac{1}{N} Tr (D \sum_{n = 1 \dots N} b_{n})) = M \cdot exp (- \frac{1}{3} b \cdot Tr (D)) .$
Die vier aufgeführten Richtungsvektorsätze aus dem Stand der Technik weisen alle eine isotrope räumliche Verteilung auf (dabei ist die Tatsache zu berücksichtigen, dass die Diffusionskodierung invariant gegen eine Inversion der Richtungspolarität ist). Dies ist zwar für Tensor-Abschätzungen (möglich ab sechs Richtungen, also beispielsweise mit den oktahedralen Richtungen) vorteilhaft, aber nicht notwendig.
In der DE 10 2016 207 910 A1 wird beschrieben, wie auch mit mindestens sechs anisotrop verteilten Richtungen (und zumindest zwei b-Werten) Tensor-Informationen bestimmt werden können. Auf die Möglichkeit zur Bestimmung „einfacher“ Trace-Bilder (und abgeleiteten Parametern, wie beispielsweise ADC-Karten) durch eine geeignete Kombination diffusionsgewichteter Bilder - beispielsweise durch geometrische Mittelung - wird dort allerdings nicht eingegangen. De facto erlauben es die Ausführungen in der zitierten Erfindung nicht, anisotrope Richtungssätze mit mindestens 6 Richtungen zu bestimmen, die sich mit einer geometrischen Mittelung zu einem Trace-Bild kombinieren lassen.
In der US 2015/ 0 253 410 A1 wird ein diffusionsgewichtetes MR-Bildgebungsverfahren beschrieben, bei dem eine Mehrzahl von unterschiedlichen b-Werten genutzt wird und Gradientenvektoren so gewählt werden, dass eine konstante Echozeit erreicht wird.
In Nitz, Wolfgang R.: „MRT-Guide for MTRA/RT". Thieme Edition Radiopraxis, 2012, Seiten 103-106, DOI: 10.1055/b-0036-136491 werden Grundlagen zur diffusionsgewichteten Bildgebung beschrieben. Dabei wird auch eine Trace-gewichtete Bildgebung erläutert.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zum Aufnehmen von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes sowie eine hierfür geeignete Steuereinrichtung für eine Magnetresonanzanlage anzugeben, mit denen eine möglichst hohe Performanz bei guter Bildqualität erreicht wird.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes gemäß Patentanspruch 1, ein Verfahren zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes gemäß Patentanspruch 11, eine Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung gemäß Patentanspruch 14 sowie eine Magnetresonanzanlage gemäß Patentanspruch 15 gelöst.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes wird der Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Quader, orientiert entlang der physikalischen Gradientenachsen eines Gradientensystems mit einer Ausdehnung der Kanten des Quaders entsprechend den maximalen Gradientenamplituden von Gradienten in Richtung der physikalischen Gradientenachsen des Gradientensystems festgelegt. Ein Gradientensystem einer Magnetresonanzanlage umfasst üblicherweise mehrere Gradientenspulen zur Erzeugung von Gradientenfeldern in verschiedenen Raumrichtungen.
Es wird ein Werteintervall für eine effektive Gradientenamplitude mit einem Minimalwert und einem Maximalwert für die effektive Gradientenamplitude festgelegt. Weiterhin wird eine Kugelschale um den Ursprung der physikalischen Gradientenachsen mit einem Innenradius mit dem Minimalwert und einem Außenradius mit dem Maximalwert gelegt bzw. ermittelt. Es werden diejenigen Teilbereiche der Kugelschale, welche innerhalb des Quaders liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren ermittelt. Schließlich wird ein Satz von mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren, welche zusätzliche Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes mit einem Richtungssatz von Diffusionsgradientenvektoren erfüllen, aus der Menge der Kandidaten-Ursprungsvektoren, ausgewählt. Als zusätzliche Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes sollen in diesem Fall Bedingungen für die Orientierung der Diffusionsgradientenvektoren verstanden werden, bei deren Beachtung eine Berechnung eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes möglich ist.
Konkret lauten die zusätzlichen Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes: $- N/ 3 \cdot b \cdot 1 = \sum_{n = 1 \dots N} b_{n},$

- die Richtungssätze der Diffusionsgradientenvektoren weisen eine anisotrope Verteilung auf.

Dabei steht „N“ für die Anzahl der Diffusionsrichtungen bzw. die Anzahl der Diffusionsgradientenvektoren, „b“ für den b-Wert, „1“ für die Einheitsmatrix und „b_n“ für die den N Diffusionsrichtungen zugeordneten b-Matrizen.
Da die verwendeten Gradientenamplituden für die Erzeugung der Diffusionsgradientenvektoren einen direkten Einfluss auf das erreichbare Signal-zu-Rauschverhältnis einer Einzelmessung haben, ist es besonders vorteilhaft, wenn die effektiven Gradientenamplituden möglichst hoch sind. Das erfindungsgemäße Verfahren erlaubt vorab eine Wahl einer gewünschten effektiven Gradientenamplitude und liefert dann mögliche, zu verwendende Diffusionsgradientenvektoren. Vorteilhaft lassen sich durch die größere effektive Gradientenamplitude infolge einer verkürzten Diffusions-Kodierungszeit Relaxationseinflüsse reduzieren, beispielsweise durch eine dann mögliche Reduktion der Echozeit. Der Gewinn bei dem Signal-zu-Rauschverhältnis lässt sich beispielsweise nutzen zur Verbesserung der Bildqualität, die Reduktion der Messzeit oder für das Erhöhen der Auflösung der Trace-gewichteten Diffusionsbilder.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes wird ein Satz von Diffusionsgradientenvektoren mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes ermittelt. Dann erfolgt eine Akquisition von diffusionskodierten Rohdaten mittels einer Diffusionskodierungs-Gradientenpulssequenz, aufweisend die ermittelten Diffusionsgradientenvektoren. Weiterhin werden diffusionskodierte Trace-gewichtete Bilddaten auf Basis der diffusionskodierten Rohdaten rekonstruiert. Schließlich wird ein Diffusionsverhalten auf Basis der diffusionskodierten Bilddaten ermittelt.
Bei der Trace-Wichtung wird im Prinzip die Spur des Diffusionstensors als Wichtungsgröße verwendet, als S_Trace = M exp( -b Tr(D)). Bei der Spur handelt es sich um eine Invariante gegenüber Rotationen, d.h. unabhängig von der räumlichen Orientierung des Diffusionstensors (also der den Diffusionsprozess ggf. einschränkenden Anatomien, beispielsweise Nervenfasern) wird bei ansonsten identischen Diffusionseigenschaften die gleiche Wichtung im Bild angezeigt. Das erleichtert es beispielsweise bei der Diagnose von Schlaganfällen, pathologische Strukturen zu identifizieren: bei einer reinen Diffusionswichtung entlang einer Raumachse bestimmen sowohl Geometrie (Ausrichtung der Nervenfasern relativ zur Gradientenachse) als auch Beweglichkeit den Bildkontrast. Der Kontrast eines Trace-gewichteten Bildes ist unabhängig von der lokalen Geometrie.
Die erfindungsgemäße Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung weist auf eine Eingangsschnittstelle zum Empfangen von maximalen Gradientenamplituden von Gradienten in Richtung der physikalischen Gradientenachsen eines Gradientensystems, welche den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Quader, orientiert entlang der physikalischen Gradientenachsen mit einer Ausdehnung der Kanten des Quaders entsprechend den maximalen Gradientenamplituden der Gradienten in Richtung der physikalischen Gradientenachsen des Gradientensystems festlegen. Die Eingangsschnittstelle dient außerdem zum Empfangen eines auswählten Werteintervalls für eine effektive Gradientenamplitude mit einem Minimalwert und einem Maximalwert für die effektive Gradientenamplitude. Teil der erfindungsgemäßen Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung ist auch eine Kugelschalen-Ermittlungseinheit zum Ermitteln einer Kugelschale um den Ursprung der physikalischen Gradientenachsen mit einem Innenradius mit dem Minimalwert und einem Außenradius mit dem Maximalwert. Weiterhin umfasst die erfindungsgemäße Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung auch eine Teilbereichs-Ermittlungseinheit zum Ermitteln derjenigen Teilbereiche der Kugelschale, welche innerhalb des Quaders liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren. Schließlich weist die erfindungsgemäße Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung auch eine Auswahleinheit zum Auswählen eines Satzes von mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren, welche zusätzliche Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes mit einem Richtungssatz von Diffusionsgradientenvektoren erfüllen, aus der Menge der Kandidaten-Ursprungsvektoren auf. Die erfindungsgemäße Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung teilt die Vorteile des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes.
Konkret lauten die zusätzlichen Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes: $- N/ 3 \cdot b \cdot 1 = \sum_{n = 1 \dots N} b_{n},$

Dabei steht „N“ für die Anzahl der Diffusionsrichtungen bzw. die Anzahl der Diffusionsgradientenvektoren, „b“ für den b-Wert, „1“ für die Einheitsmatrix und „b_n“ für die den N Diffusionsrichtungen zugeordneten b-Matrizen.
Die erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage umfasst ein Grundfeldmagnetsystem, ein HF-Sendeantennensystem, ein Gradientensystem, ein HF-Empfangsantennensystem und eine erfindungsgemäße Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung. Die erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage teilt die Vorteile der erfindungsgemäßen Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung.
Die erfindungsgemäße Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung kann bevorzugt in Form von Software auf einer geeigneten programmierbaren Steuereinrichtung einer Magnetresonanzanlage mit entsprechenden Speichermöglichkeiten realisiert sein. Auch die Hochfrequenzsendeeinrichtung, die Gradientensystemschnittstelle und die Hochfrequenzempfangseinrichtung können zumindest teilweise in Form von Softwareeinheiten realisiert sein, wobei wiederum andere Einheiten dieser Komponenten reine Hardwareeinheiten sind, beispielsweise ein Hochfrequenzverstärker, die Hochfrequenzsendeeinrichtung, eine Gradientenpulserzeugungseinrichtung der Gradientensystemschnittstelle oder ein Analog-/Digitalwandler der Hochfrequenzempfangseinrichtung etc. Eine weitgehend softwaremäßige Realisierung, insbesondere der genannten Einheiten, hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Magnetresonanzanlagen-Steuereinrichtungen auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um auf die erfindungsgemäße Weise zu arbeiten. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein Computerprogrammprodukt gelöst, welches in einem transportablen Speicher hinterlegt und/oder über ein Netzwerk zur Übertragung bereitgestellt wird und so direkt in einen Speicher einer programmierbaren Magnetresonanzanlagen-Steuereinrichtung ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes und/oder alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung ausgeführt wird.
Ein solches Computerprogrammprodukt kann neben dem Computerprogramm gegebenenfalls zusätzliche Bestandteile wie z. B. eine Dokumentation und/oder zusätzliche Komponenten, auch Hardware-Komponenten, wie z. B. Hardware-Schlüssel (Dongles etc.) zur Nutzung der Software, umfassen.
Zum Transport zur Steuereinrichtung und/oder zur Speicherung an oder in der Steuereinrichtung kann ein computerlesbares Medium, beispielsweise ein Memorystick, eine Festplatte oder ein sonstiger transportabler oder fest eingebauter Datenträger dienen, auf welchem die von einer Rechnereinheit der Steuereinrichtung einlesbaren und ausführbaren Programmabschnitte des Computerprogramms gespeichert sind. Die Rechnereinheit kann z. B. hierzu einen oder mehrere zusammenarbeitende Mikroprozessoren oder dergleichen aufweisen.
Die abhängigen Ansprüche sowie die nachfolgende Beschreibung enthalten jeweils besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung. Dabei können insbesondere die Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein. Zudem können im Rahmen der Erfindung auch die verschiedenen Merkmale unterschiedlicher Ausführungsbeispiele und Ansprüche zu neuen Ausführungsbeispielen kombiniert werden.
In einer Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes ist der Maximalwert für die effektive Gradientenamplitude kleiner als das $\sqrt{3} - fache$
der größten der maximalen Gradientenamplituden auf den einzelnen physikalischen Achsen.
In einer speziellen Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes ist der Quader des Raums realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Kubus ausgebildet und die maximalen Gradientenamplituden in x-, y- und z-Richtung weisen jeweils den gleichen Wert auf. Oft weisen hardwarebedingt die Gradientenspulen die gleiche maximale Gradientenamplitude auf, so dass vereinfachend der Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Kubus angenommen werden kann.
In einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes konvergiert das Werteintervall für eine effektive Gradientenamplitude gegen einen Grenzwert, so dass der Minimalwert und der Maximalwert für die effektive Gradientenamplitude gleich dem Grenzwert sind und die Kugelschale als Kugeloberfläche ausgebildet ist. D.h., es wird an Stelle eines Intervalls ein konkreter Wert für die effektive Gradientenamplitude festgelegt. Bei dieser Variante werden dann diejenigen Flächensegmente der Kugeloberfläche, welche innerhalb des Quaders liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren ermittelt. Zwar ist bei dieser Variante der Freiheitsgrad bei der Auswahl von Diffusionsgradientenvektoren nicht so groß wie bei der Verwendung eines Werteintervalls für die effektive Gradientenamplitude, dafür variiert bei dieser Variante die effektive Gradientenamplitude der Diffusionsgradientenvektoren nicht, so dass auch der b-Wert nicht variiert. Für eine Trace-gewichtete Bildgebung ist es zwingend erforderlich, dass der b-Wert nicht stark variiert, was auch durch Gleichung (6) zum Ausdruck kommt. Der Bildkontrast ändert sich bei der Diffusionsbildgebung naturgemäß mit dem b-Wert. Mithin weisen die diffusionsgewichteten Nativbilder bei einem unveränderten b-Wert einen homogeneren Kontrast auf als bei einer Variation des b-Werts.
Besonders relevant wird dies, sobald man die Domäne der Gaußschen Diffusionsprozesse verlässt. Beispielsweise wird bei dem IVIM-Verfahren die Abhängigkeit des Diffusionskontrastes vom b-Wert explizit analysiert: in diesem Fall sollten alle Bilder, die für die Berechnung z.B. einer Spurwichtung relevant sind, einen sehr ähnlichen b-Wert aufweisen.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes werden diejenigen Flächensegmente der Kugeloberfläche, welche innerhalb des Quaders liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren ermittelt.
In einer Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes basieren die Richtungssätze der mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren auf einer Kombination von drei orthogonalen Vektoren und der Betrag von allen Komponenten der Richtungssätze weist jeweils einen Wert <= 1 auf. Vorteilhaft erfüllen die beschriebenen Vektoren die oben genannten Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes.
In einer speziellen Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes wird als Wert für die effektive Gradientenamplitude der Wert des $\sqrt{\frac{9}{4}} - fachen$
der maximalen Gradientenamplituden gewählt und der Diffusionsgradientenvektorsatz weist eine Kombination aus mindestens zwei Sätzen der folgenden 8 Sätze aus jeweils drei orthogonalen Vektoren auf: $\begin{array}{l} - (+ 1, + 1, + 1 / 2), (+ 1, - 1 / 2, - 1), (+ 1 / 2, - 1, + 1), \\ - (+ 1, - 1, + 1 / 2), (+ 1, + 1 / 2, - 1), (+ 1 / 2, + 1, + 1), \\ - (+ 1, + 1, - 1 / 2), (+ 1, - 1 / 2, + 1), (+ 1 / 2, - 1, - 1), \\ - (+ 1, - 1, - 1 / 2), (+ 1, + 1 / 2, + 1), (+ 1 / 2, + 1, - 1), \\ - (- 1, - 1, - 1 / 2), (- 1, + 1 / 2, + 1), (- 1 / 2, + 1, - 1), \\ - (- 1, + 1, - 1 / 2), (- 1, - 1 / 2, + 1), (- 1 / 2, - 1, - 1), \\ - (- 1, - 1, + 1 / 2), (- 1, + 1 / 2, - 1), (- 1 / 2, + 1, + 1), \\ - (- 1, - 1, + 1 / 2), (- 1, - 1 / 2, - 1), (- 1 / 2, - 1, + 1) . \end{array}$
Die aufgeführten jeweils drei orthogonalen Vektoren bauen auf den optimiert-orthogonalen Richtungen auf. Mit zumindest sechs anisotropen Richtungen lässt sich eine identisch effektive Diffusionskodierung realisieren. Jeder der einzelnen Richtungssätze erfüllt die Bedingung (2) für die Trace-gewichtete Bildgebung, ist aber auch isotrop. Werden mindestens zwei Richtungssätze gemeinsam verwendet, wie es erfindungsgemäß ausgeführt werden soll, ergibt sich letztlich ein Satz mit sechs anisotropen Richtungen, wobei einzelne Richtungssätze oder gar einzelne Vektoren der Richtungssätze auch invertiert werden können, d.h. mit umgekehrten Vorzeichen versehen werden können. Auch dieser anisotrope Richtungssatz erfüllt die Bedingung (2) und erlaubt identisch kurze Echozeiten wie die optimiert orthogonalen Richtungen.
Dadurch, dass sechs unterschiedliche Richtungen in die Mittelung der Trace-Bilder eingehen, können aber vorteilhafterweise Artefakte reduziert werden. Ein erfindungsgemäßer Richtungssatz mit sechs anisotropen Richtungen weist zum Beispiel eine deutlich größere Anzahl von Richtungen als bei einem optimiert-orthogonalen Schema auf, wobei gleichzeitig die Effizienz der Diffusionskodierung identisch ist, d.h. es lassen sich gleiche Echozeiten realisieren. Der erfindungsgemäße Richtungssatz mit sechs anisotropen Richtungen weist auch mehr Richtungen als ein tetrahedrales Schema auf, so dass die Artefakte bei der Bildgebung vorteilhaft reduziert sind. Der erfindungsgemäße Richtungssatz mit sechs anisotropen Richtungen weist eine identische Anzahl von Richtungen wie bei einem oktahedralen Schema auf, ermöglicht aber eine effizientere Diffusionskodierung, d.h. es sind kürzere Echozeiten realisierbar.
Analog dazu lassen sich auch anisotrope Richtungssätze mit 9, 12, 15, 18, 21 und 24 Vektoren, basierend auf den gezeigten 8 Sätzen, zur Trace-gewichteten Bildgebung verwenden. Als zusätzliche Variante lassen sich Richtungssätze basierend auf den gezeigten Vektoren konstruieren, wobei allerdings jeder der gezeigten Vektoren unabhängig voneinander invertiert ist
In einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes basieren die Richtungssätze der mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren auf einer Kombination von sechs oktahedrischen Vektoren und der Betrag von allen Komponenten der Richtungssätze (e_n) weist einen Wert <= 1 auf.
Beispielsweise kann der Diffusionsgradientenvektorsatz eine Kombination aus mindestens zwei Sätzen der folgenden 3 Sätze umfassen: $\begin{array}{l} - & (+ 1, 0, + 1), (+ 1, 0, - 1), (+ 1 / \sqrt{2}, + 1, + 1 / \sqrt{2}), (- 1 / \sqrt{2}, + 1, + 1 / \sqrt{2}), \\ (+ 1 / \sqrt{2}, + 1, - 1 / \sqrt{2}), (- 1 / \sqrt{2}, + 1, - 1 / \sqrt{2}), \\ - & (0, + 1, + 1), (0, + 1, - 1), (+ 1, + 1 / \sqrt{2}, + 1 / \sqrt{2}), (+ 1, - 1 / \sqrt{2}, + 1 / \sqrt{2}), \\ (+ 1, + 1 / \sqrt{2}, - 1 / \sqrt{2}), (+ 1, - 1 / \sqrt{2}, - 1 / \sqrt{2}), \\ - & (+ 1, + 1, 0), (+ 1, - 1, 0), (+ 1 / \sqrt{2}, + 1 / \sqrt{2}, + 1), (- 1 / \sqrt{2}, + 1 / \sqrt{2}, + 1), \\ (+ 1 / \sqrt{2}, - 1 / \sqrt{2}, + 1), (- 1 \sqrt{2}, - 1 / \sqrt{2}, + 1) . \end{array}$
Die gezeigten Sätze beruhen auf Kombinationen aus isotropen oktahedrischen Vektoren. Werden zwei oder drei der gezeigten Richtungssätze kombiniert, so ergeben sich Richtungssätze mit 12 oder 18 Richtungen. Zusammen mit den invertierten Varianten der gezeigten Gradientenvektorsätze bzw. richtungssäte lassen sich auch Richtungssätze mit 24, 30 oder 36 Richtungen zusammenstellen.
In einer Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes wird eine Nichtlinearität eines zur Erzeugung der Diffusionsgradienten verwendeten Gradientensystems bei der Ermittlung eines Diffusionsverhaltens berücksichtigt. D.h., das erfindungsgemäße Vorgehen kann mit einer Korrektur von Gradienten-Nichtlinearitäten kombiniert werden, wie sie beispielsweise in der EP 3 299 836 A1 beschrieben ist.
In einer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes wird, wenn der Benutzer eine Bildaufnahme mit einer Anzahl N von isotropen Richtungen und mehreren, d.h. K Mittelungen pro Richtung anfordert, stattdessen eine einzige Bildaufnahme mit einem mit dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes ermittelten Diffusionsgradientenvektorsatz mit N*K anisotropen Richtungen mit identischer effektiver Gradientenamplitude vorgeschlagen. Dabei sind N und K natürliche Zahlen.
Der Benutzer kann das System natürlich immer „überstimmen“ und seine angeforderten Messparameter erzwingen.
Vorteilhaft kann eine gemittelte und damit artefaktärmere Bildaufnahme in einem einzigen Durchgang durchgeführt werden, wodurch der Zeitaufwand verringert und der Komfort für einen Patienten verbessert wird.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Es zeigen:

1 ein Pulsdiagramm zu einem sogenannten Stejskal-Tanner-Experiment zur diffusionsgewichteten Bildgebung,
2 ein Flussdiagramm mit den hauptsächlichen Schritten eines Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,
3 eine Projektion eines den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren darstellenden Kubus und einer diesen Kubus schneidenden Kugeloberfläche, wobei der Radius der zugehörigen Kugel dem Wert einer effektiven Gradientenamplitude entspricht,
4 eine Projektion eines den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren darstellenden Kubus und einer diesen Kubus schneidenden Kugelschale, wobei die Kugelschale mögliche Werte von effektiven Gradientenamplituden repräsentiert,
5 eine Projektion eines den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren darstellenden Quaders und einer diesen Kubus schneidenden Kugelschale, wobei die Kugelschale mögliche Werte von effektiven Gradientenamplituden repräsentiert,
6 ein Blockdiagramm, welches eine Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht,
7 eine schematische Darstellung einer Magnetresonanzanlage gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung.

In 1 ist eine Stejskal-Tanner-Sequenz 100 gezeigt. Dies ist eine häufig verwendete diffusionsgewichte Pulssequenz. In der ersten Zeile des Schaubilds, welche mit RF/ADC gekennzeichnet ist, sind ein HF-Anregungspuls 101 mit einer Dauer TRF₁, welcher zu Beginn einer Pulssequenz gleichzeitig mit einem Schichtselektionsgradienten 106 (siehe zweite Zeile GS) geschaltet wird, und ein HF-Refokussierungspuls 102 mit einer Dauer TRF₂ gezeigt, der zwischen zwei Diffusionskontrast-Gradientenpulsen 104, 105 (siehe dritte Zeile GDW) geschaltet wird und mit dem zeitgleich ebenfalls ein Schichtselektionsgradient 107 (siehe zweite Zeile GS) geschaltet wird. Die Gradientenpulse 104, 105 haben gleiche Polarität und in der Regel gleiche Amplitude und Dauer. Der HF-Refokussierungspuls 102 formiert ein Spinecho 103 (siehe erste Zeile), das im gezeichneten Beispiel mit einem EPI-Echoauslesezug EPIR, umfassend eine Mehrzahl von Auslesefenstern, ausgelesen wird. Weiterhin ist in dem Schaubild in 1 in der zweituntersten Zeile ein Gradientenschema GR in Ausleserichtung (Frequenzkodierrichtung) und in der untersten Zeile ein Gradientenschema GP in Phasenkodierrichtung gezeigt.
Die Echozeit TE ist die Zeit zwischen dem HF-Anregungspuls 101 und dem Echo 103. Die Formation des Echos ergibt sich aus dem verschwindenden Moment aller geschalteten Gradienten entlang der drei Achsen. Man wählt die Position des Refokussierungspulses bevorzugt zu TE/2, um auch die durch nicht beeinflussbare statische Magnetfeldgradienten generierten Momente (z. B. aufgrund von B0-Inhomogenitäten im Objekt) genau zum Echozeitpunkt zu kompensieren.
Für das in 1 gezeigte Stejskal-Tanner-Schema mit symmetrischen trapezförmigen Diffusions-Gradienten 104, 105 mit der Amplitude G und verschwindender Rampenzeit T_r erhält man für den b-Wert: $b = γ^{2} G^{2} [τ^{2} (Δ - τ / 3)] .$
Dabei ist τ die sogenannte Dauer eines Gradienten und Δ ist die Zeit, die zwischen dem Einschalten der beiden Gradientenpulse 104, 105 vergeht, d. h. der zeitliche Abstand zwischen den genannten Gradientenpulsen 104, 105. Die eben definierten Zeitintervalle sind in 1 visualisiert. G ist die Gradientenstärke bzw. Gradientenamplitude der Diffusionsgradienten 104, 105. Die Konstante γ gibt das gyromagnetische Verhältnis an. In Formel (6) wird nur der Beitrag der idealisierten Diffusionskontrast-Gradienten 104 und 105 zum b-Wert der Sequenz berücksichtigt.
Anstelle der in der in 1 gezeigten Stejskal-Tanner-Sequenz 100 können auch andere Diffusionssequenzen zur diffusionsgewichteten Magnetresonanzbildgebung verwendet werden.
2 zeigt ein Flussdiagramm 200, mit dem ein Verfahren zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht wird. Bei dem Schritt 2.1 werden zunächst Informationen bezüglich der maximalen Gradientenamplituden G_{max_x}, G_{max_y}, G_{max_z} der Gradienten in Richtung der physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz ermittelt. Diese Gradientenamplituden ergeben sich aus der maximalen Leistungsfähigkeit der verwendeten Gradientenspulen eines Magnetresonanzbildgebungssystems und sind üblicherweise den Systemspezifikationen des betreffenden Geräts zu entnehmen. Diese maximalen Gradientenamplituden G_{max_x}, G_{max_y}, G_{max_z} definieren einen Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Quader, orientiert entlang der physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz, mit einer Ausdehnung der Kanten des Quaders entsprechend den maximalen Gradientenamplituden +/-G_{max_x}, +/ - G_{max_y}, +/-G_{max_z} der Gradienten in Richtung der physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz. Bei dem Schritt 2.II wird nun ein Wert für eine effektive Gradientenamplitude Geff festgelegt. Dieser Wert kann bei einer späteren Wahl von sechs Diffusionsgradientenvektoren vorteilhaft derart gewählt werden, dass die effektive Gradientenamplitude Geff kleiner als das V3 -fache des Maximalgrößten der maximalen Gradientenamplituden G_{max_x}, G_{max_y}, G_{max_z} ist.
Auf Basis des gewählten Werts der effektiven Gradientenamplitude Geff wird nun bei dem Schritt 2. III eine Kugel K um den Ursprung der physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz mit einem Radius ermittelt, dessen Wert dem Wert der effektiven Gradientenamplitude Geff entspricht. Anschließend werden bei dem Schritt 2.IV diejenigen Abschnitte der Kugeloberfläche KOF der Kugel K, welche innerhalb des Quaders liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV ermittelt. Schließlich wird bei dem Schritt 2.V ein Satz S-DV von mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren DV aus der Menge der Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV ausgewählt, welche die zusätzlichen Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes erfüllen.
Der ermittelte Satz S-DV von Diffusionsgradientenvektoren DV kann nun im Rahmen eines Verfahrens zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts O ausgespielt werden. Bei einem solchen diffusionsgewichteten Magnetresonanzbildgebungsverfahren werden diffusionskodierte Rohdaten mittels einer Diffusionskodierungs-Gradientenpulssequenz, aufweisend die ermittelten Diffusionsgradientenvektoren akquiriert. Die genannte Diffusionskodierungs-Gradientenpulssequenz kann zum Beispiel eine in 1 gezeigte Form ausweisen, wobei dort der Diffusionsgradient GDW der Einfachheit halber nur eine Dimension der physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz veranschaulicht. Auf Basis der akquirierten diffusionskodierten Rohdaten werden diffusionskodierte Trace-gewichtete Bilddaten rekonstruiert. Nachfolgend wird ein Diffusionsverhalten auf Basis der diffusionskodierten Trace-gewichteten Bilddaten ermittelt.
In 3 ist zur Illustration eine Projektion eines den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren DV darstellenden Kubus KU und einer diesen Kubus KU schneidenden Kugeloberfläche KOF auf die Gx-Gy-Ebene dargestellt. Die halbe Kantenlänge des Kubus K entspricht genau einer maximalen Gradientenamplitude G_max . Bei den in 3 gezeigten Beispielen sind also die maximalen Werte G_max der Gradientenamplitude auf allen physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz gleich. Dabei entspricht der Radius der zugehörigen Kugel K dem Wert einer gewählten effektiven Gradientenamplitude Geff.
In einer linken Teilzeichnung in 3 schneidet die Kugeloberfläche KOF der Kugel K den Kubus KU genau an seinen Ecken. D.h. bei diesem Beispiel entspricht der Wert der gewählten effektiven Gradientenamplitude Geff gerade dem $\sqrt{3} - fachen$
des maximalen Werts G_max der Gradientenamplitude auf allen physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz. Den Schnittpunkten an den Ecken des Kubus KU entsprechen mögliche Diffusionsgradientenvektoren DV. Allerdings sind bei diesem Beispiel nur vier nicht-kollineare Diffusionsgradientenvektoren DV möglich, so dass eine effektive Artefaktunterdrückung nicht unbedingt gewährleistet ist, da diese mehr Diffusionsgradientenvektoren DV benötigt, welche den genannten Bedingungen für Diffusionsgradientenvektoren DV für die Trace-gewichtete Bildgebung gemäß Gleichung (2) entsprechen.
In einer mittleren Teilzeichnung in 3 wurde für die effektive Gradientenamplitude Geff ein kleinerer Wert als das $\sqrt{3} - fache$
des maximalen Werts G_max der Gradientenamplitude auf allen physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz gewählt. Nun gibt es Kugeloberflächenbereiche KOB der Kugeloberfläche KOF der Kugel K, welche innerhalb des Kubus KU liegen. Diese Kugeloberflächenbereiche KOB bilden die Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV für Diffusionsgradientenvektoren DV. Bei diesem Beispiel gibt es viele Möglichkeiten, für die Festlegung von Diffusionsgradientenvektoren DV, welche sich für eine Trace-Berechnung eignen.
Bei dem in der rechten Teilzeichnung in 3 gezeigten Beispiel wurde für die effektive Gradientenamplitude Geff ein Wert gewählt, der dem maximalen Wert G_max der Gradientenamplitude auf allen physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz entspricht. Bei diesem Beispiel liegen alle Punkte der Kugeloberfläche KOF innerhalb des Kubus KU. Bei diesem Beispiel gibt es also keine Einschränkung, was die Richtung von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV für Diffusionsgradientenvektoren DV betrifft. Entsprechend ist die Wahl der Richtungen der Diffusionsgradientenvektoren DV nur durch die bereits mehrfach genannten Bedingungen entsprechend Gleichung (2) für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes eingeschränkt. Allerdings weisen die auf diese Weise ermittelten Diffusionsgradientenvektoren DV, welche sich für die Trace-gewichtete Bildgebung eignen, nur eine effektive Gradientenamplitude Geff auf, die dem maximalen Wert G_max der Gradientenamplitude auf den physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz entspricht.
Die in der mittleren Teilzeichnung der 3 veranschaulichte Vorgehensweise entspricht einem Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Ermitteln von Diffusionsgradienten für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen für die Trace-gewichtete Bildgebung. Dabei können aus einer Vielzahl von Kandidatenvektoren aus dem gestrichelten Bereich geeignete Richtungssätze ausgewählt werden, die die Gleichung (2) erfüllen.
In 4 ist in einer linken Teilzeichnung eine Projektion eines den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren DV darstellenden Kubus KU und einer diesen Kubus KU schneidenden Kugelschale KS dargestellt, wobei die Kugelschale KS mögliche Werte von effektiven Gradientenamplituden Geff repräsentiert. Bei dieser Variante ergibt sich im Vergleich zu der in 3 in der mittleren Teilzeichnung veranschaulichten Variante ein größerer Freiheitsgrad der wählbaren Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV, wobei eine leichte Variation des b-Werts für verschiedene Richtungen in Kauf genommen wird.
Dabei muss die Trace-Bedingung, d.h. Gleichung (2) erfüllt werden. Zumindest minimale Abweichungen des b-Wertes sind ggf. tolerabel. Weiterhin kann man auch mehrere anisotrope Richtungen mit deutlich unterschiedlichen b-Werten finden, die immer noch Gleichung (2) erfüllen.
In 4 definieren nun die Bereiche SB des innerhalb des Kubus KU liegenden Teils der Kugelschale KS Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV. Bei dem in 4 gezeigten Ausführungsbeispiel schneidet die äußere Oberfläche der Kugelschale KS gerade die Ecken des Kubus KU. Würden nun die möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV auf die äußere Oberfläche der Kugelschale KS beschränkt sein, so würden sich wie bei dem Beispiel der linken Teilzeichnung in 3 nur vier erlaubte Diffusionsgradientenvektoren DV ergeben, so dass eine Trace-gewichtete Bildgebung mit anisotropen Diffusionsgradientenvektoren DV nicht möglich wäre. Durch die Dicke der Kugelschale KS sind jedoch nun auch Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV mit etwas geringerer Gradientenamplitude zugelassen, was eine größere Anzahl von Diffusionsgradientenvektoren DV ermöglicht, so dass bei dem in 4 gezeigten Ausführungsbeispiel eine Trace-gewichtete Bildgebung problemlos möglich ist. Während die äußere Oberfläche der Kugelschale KS einem vorbestimmten Maximalwert G_{eff_max} einer effektiven Gradientenamplitude entspricht, entspricht die innere Oberfläche der Kugelschale KS einem vorbestimmten minimalen Wert G_{eff_min} einer effektiven Gradientenamplitude, welcher jedoch größer ist als bei herkömmlichen Diffusionsgradientensätzen. Kandidatenursprungsvektoren aus der Kugelschale KS ermöglichen also die Wahl von Diffusionsgradientenvektoren mit einer effektiven Gradientenamplitude, welche größer als bei herkömmlichen Diffusionsgradientensätzen ist. Mithin wird ein im Vergleich zum Stand der Technik erhöhter Wert für die effektive Gradientenamplitude der ermittelten Diffusionsgradientenvektoren DV erzielt.
Wie bereits erwähnt, ist dies mit Vorteilen verbunden, was das erreichbare Signal-zu-Rauschverhältnis SNR einer Einzelmessung betrifft. Denn bei verkürzter Diffusions-Kodierungszeit lassen sich Relaxationseinflüsse, beispielsweise durch eine dann mögliche Reduktion der Echozeit TE, reduzieren. Wie ebenfalls bereits erwähnt, lässt sich der SNR-Gewinn beispielsweise nutzen zur Verbesserung der Bildqualität, die Reduktion der Messzeit oder das Erhöhen der Auflösung.
In einer rechten Teilzeichnung in 4 ist eine Vielzahl möglicher Kandidatenursprungsvektoren KUV eingezeichnet, welche für die Ermittlung geeigneter Diffusionsgradientenvektoren verwendet werden können.
In 5 ist in einer linken Teilzeichnung eine Projektion eines den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren DV darstellenden Quaders Q und einer diesen Kubus KU schneidenden Kugelschale KS dargestellt. Bei diesem Ausführungsbeispiel sind also die Werte der maximalen Gradientenamplituden auf den physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz unterschiedlich. Auch bei diesem Ausführungsbeispiel repräsentiert die Kugelschale KS mögliche Werte von effektiven Gradientenamplituden. Bei dieser Variante ergibt sich ebenfalls ein größerer Freiheitsgrad der wählbaren Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV. Bei dem in 5 gezeigten Ausführungsbeispiel definieren nun die Bereiche des innerhalb des Quaders Q liegenden Teils der Kugelschale KS Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV.
Bei dem in 5 gezeigten Ausführungsbeispiel wurde für den Wert der maximalen Gradientenamplitude G_{max_x} auf der physikalischen Gradienten-x-Achse Gx ein etwas größerer Wert als bei dem in 4 gezeigten Ausführungsbeispiel gewählt, was zu der in 5 gezeigten Quaderform bzw. Rechteckform des den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren darstellenden Quaders Q geführt hat. Der äußere Radius der Kugelschale KS entspricht bei dem in 5 gezeigten Ausführungsbeispiel einem vorbestimmten maximalen Wert G_{eff_max} der effektiven Gradientenamplitude. Der innere Radius der Kugelschale KS entspricht einem vorbestimmten minimalen Wert G_{eff_min} der effektiven Gradientenamplitude.
In 5 ist in einer rechten Teilzeichnung eine Vielzahl möglicher Kandidatenursprungsvektoren KUV eingezeichnet, welche für die Ermittlung geeigneter Diffusionsgradientenvektoren verwendet werden können, wobei zusätzlich noch die eingangs erwähnte Bedingung (2) erfüllt sein muss, damit aus einem Satz von Diffusionsrichtungen ein Trace-gewichtetes Bild erzeugt werden kann. Dabei fällt auf, dass aufgrund der Rechteckform bzw. Quaderform des den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren bildenden Bereichs Q sowie die Wahl des minimalen Werts der effektiven Gradientenamplitude nun nicht mehr alle Richtungen für die Bildung von Diffusionsgradientenvektoren zur Verfügung stehen.
In 6 ist eine Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung 60 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung veranschaulicht. Diese kann zum Beispiel Teil einer Steuerungseinrichtung 13 (siehe 7) einer Magnetresonanzanlage 1 (siehe 7) sein. Die Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung 60 umfasst eine Eingangsschnittstelle 61, welche Informationen bezüglich der maximalen Gradientenamplituden G_{max_x} , G_{max_y} , G_{max_z} der Gradienten in Richtung der physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz empfängt. Die maximalen Gradientenamplituden G_{max_x} , G_{max_y} , G_{max_z} legen den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Quader, orientiert parallel zu den physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz, mit einer Ausdehnung der Kanten des Quaders entsprechend den Werten der Gradientenamplituden G_{max_x} , G_{max_y} , G_{max_z} fest. Diese Informationen sind üblicherweise aus der Systemspezifikation zu entnehmen und können zum Beispiel von einem Benutzer eingegeben werden oder auch automatisiert an die Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung 60 übertragen werden oder alternativ dieser auch vorab bereits bekannt sein.
Die Eingangsschnittstelle 61 empfängt außerdem Informationen bezüglich eines ausgewählten Werteintervalls I-G_eff für eine effektive Gradientenamplitude Geff mit einem Minimalwert G_{eff_min} und einem Maximalwert G_{eff_max} für die effektive Gradientenamplitude Geff. Die Daten bezüglich des Werteintervalls I-G_eff werden anschließend an eine Kugelschalen-Ermittlungseinheit 62 übermittelt, die daraus eine Kugelschale KS um den Ursprung der physikalischen Gradientenachsen Gx, Gy, Gz mit einem Innenradius mit dem Minimalwert G_{eff_min} und einem Außenradius mit dem Maximalwert G_{eff_max} ermittelt. Diese Kugelschale KS kann zum Beispiel als Ungleichung mit den genannten Minimal- und Maximalwerten sowie einer Kugelflächenfunktion erster Ordnung dargestellt werden: $G_{eff_min} < \sqrt{G_{x}^{2} + G_{y}^{2} + G_{z}^{2}} < G_{eff_max} .$
Die Informationen zu der ermittelten Kugelschale KS und die Werte der maximalen Gradientenamplituden G_{max_x} , G_{max_y} , G_{max_z} werden an eine Teilbereichs-Ermittlungseinheit 63 übermittelt, die daraus diejenigen Teilbereiche der Kugelschale KS ermittelt, welche innerhalb des Quaders Q liegen. Diese Werte müssen also zusätzlich zu der Ungleichung (7) auch noch folgende Ungleichungen erfüllen: $| Gx | < = G_{max_x},$
$| Gy | < = G_{max_y},$
$| Gz | < = G_{max_z} .$
Die von den Lösungen des Ungleichungssystems der Ungleichungen 8 bis 10 umfassten Gradientenkoordinaten können als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV angesehen werden. Diese Kandidaten-Ursprungsvektoren KUV werden anschließend an eine Auswahleinheit 64 übermittelt. Die Auswahleinheit 64 kann nun entweder selbsttätig aus der Menge der Kandidaten-Ursprungsvektoren durch Beachtung der bereits mehrfach erwähnten Bedingung (2), welche erfüllt sein muss, damit aus einem Satz von Diffusionsrichtungen ein Trace-gewichtetes Bild erzeugt werden kann, einen geeigneten Satz von mindestens sechs anisotropen Diffusionsgradientenvektoren auswählen, oder sie kommuniziert über eine Kommunikationsschnittstelle 65 mit dem Benutzer oder anderen Einheiten der Steuerungseinrichtung 13 (siehe 7). Beispielsweise kann ein Benutzer einen ihm passend erscheinenden Satz von Diffusionsgradientenvektoren DV aus einer Mehrzahl von Kandidatensätzen KS-DV von durch die Auswahleinheit 64 ermittelten Diffusionsgradientenvektoren DV auswählen. Schließlich wird ein letztendlich ausgewählter Satz S-DV von Diffusionsgradientenvektoren DV über eine Ausgabeschnittstelle 66 an andere Einheiten der Steuerungseinrichtung 13 (siehe 7) weitergeleitet.
In 7 ist grob schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage 1 (im Folgenden kurz „MR-Anlage“ genannt) dargestellt. Sie umfasst zum einen den eigentlichen Magnetresonanzscanner 2 mit einem Untersuchungsraum 3 bzw. Patiententunnel, in den auf einer Liege 8 ein Untersuchungsobjekt O, bzw. hier ein Patient oder Proband, in dessen Körper sich das Untersuchungsobjekt, beispielsweise ein bestimmtes Organ, befindet, eingefahren werden kann.
Der Magnetresonanzscanner 2 ist in üblicher Weise mit einem Grundfeldmagnetsystem 4, einem Gradientensystem 6 sowie einem HF-Sendeantennensystem 5 und einem HF-Empfangsantennensystem 7 ausgestattet. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel handelt es sich bei dem HF-Sendeantennensystemen 5 um eine im Magnetresonanzscanner 2 fest eingebaute Ganzkörperspule, wogegen das HF-Empfangsantennensystem 7 aus am Patienten bzw. Probanden anzuordnenden Lokalspulen besteht (in 7 nur durch eine einzelne Lokalspule symbolisiert). Grundsätzlich können aber auch die Ganzkörperspule als HF-Empfangsantennensystem und die Lokalspulen als HF-Sendeantennensystem genutzt werden, sofern diese Spulen jeweils in unterschiedliche Betriebsweisen umschaltbar sind.
Die MR-Anlage 1 weist weiterhin eine zentrale Steuereinrichtung 13 auf, die zur Steuerung der MR-Anlage 1 verwendet wird. Diese zentrale Steuereinrichtung 13 umfasst eine Sequenzsteuereinheit 14 zur Pulssequenzsteuerung. Mit dieser wird die Abfolge von Hochfrequenz-Pulsen (HF-Pulsen) und von Gradientenpulsen in Abhängigkeit von einer gewählten Bildgebungssequenz gesteuert. Eine solche Bildgebungssequenz kann beispielsweise innerhalb eines Mess- oder Steuerprotokolls vorgegeben sein. Üblicherweise sind verschiedene Steuerprotokolle für unterschiedliche Messungen in einem Speicher 19 hinterlegt und können von einem Bediener ausgewählt (und bei Bedarf gegebenenfalls geändert) und dann zur Durchführung der Messung genutzt werden.
Zur Ausgabe der einzelnen HF-Pulse weist die zentrale Steuereinrichtung 13 eine Hochfrequenzsendeeinrichtung 15 auf, die die HF-Pulse erzeugt, verstärkt und über eine geeignete Schnittstelle (nicht im Detail dargestellt) in das HF-Sendeantennensystem 5 einspeist. Zur Steuerung der Gradientenspulen des Gradientensystems 6 weist die Steuereinrichtung 13 eine Gradientensystemschnittstelle 16 auf. Die Sequenzsteuereinheit 14 kommuniziert in geeigneter Weise, z. B. durch Aussendung von Sequenzsteuerdaten SD, mit der Hochfrequenzsendeeinrichtung 15 und der Gradientensystemschnittstelle 16 zur Aussendung der Pulssequenzen. Die Steuereinrichtung 13 weist außerdem eine (ebenfalls mit der in geeigneter Weise mit der Sequenzsteuereinheit 14 kommunizierende) Hochfrequenzempfangseinrichtung 17 auf, um koordiniert vom HF-Sendeantennensystem 7 empfangene Magnetresonanz-Signale, d.h. Rohdaten, zu akquirieren. Eine Rekonstruktionseinheit 18 übernimmt die akquirierten Rohdaten und rekonstruiert daraus die MR-Bilddaten. Diese Bilddaten können dann beispielsweise in einem Speicher 19 hinterlegt werden.
Weiterhin umfasst die in 7 gezeigte Steuerungseinrichtung 13 auch eine Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung 60 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung, die Sätze S-DV von geeigneten Diffusionsgradientenvektoren DV auf die in 2 bis 6 beschriebene Art ermittelt. Die ermittelten Sätze S-DV von geeigneten Diffusionsgradientenvektoren DV werden anschließend an die Sequenzsteuereinheit 14 übermittelt, welche auf der Basis eines mit den ermittelten Diffusionsgradientenvektoren DV modifizierten Messprotokolls eine Pulssequenzsteuerung vornimmt.
Alternativ können die ermittelten Sätze S-DV von Diffusionsgradientenvektoren DV auch im Speicher 19 hinterlegt werden oder an eine Eingabeeinheit 10 übermittelt werden. Alternativ kann die Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung 60 auch in die Eingabeeinheit 10, zum Beispiel in Form von Software, integriert sein oder extern über ein Netzwerk oder dergleichen an die zentrale Steuereinrichtung 13 angebunden sein.
Eine Bedienung der zentralen Steuereinrichtung 13 kann über ein Terminal mit der genannten Eingabeeinheit 10 und einer Anzeigeeinheit 9 erfolgen, über das somit auch die gesamte MR-Anlage 1 durch eine Bedienperson bedient werden kann. Auf der Anzeigeeinheit 9 können auch MR-Bilder angezeigt werden, und mittels der Eingabeeinheit 10 ggf. in Kombination mit der Anzeigeeinheit 9 können Messungen geplant und gestartet und insbesondere geeignete Steuerprotokolle mit geeigneten Messsequenzen wie oben erläutert ausgewählt und gegebenenfalls modifiziert werden. Die Eingabeeinheit 10 kann also insbesondere auch zur Auswahl von durch die Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung 60 ermittelten Datensätzen S-DV von geeigneten Diffusionsgradientenvektoren DV sowie zur Änderung eines bereits vorab vorhandenen Messprotokolls durch Änderung der Diffusionsgradientenvektoren DV genutzt werden. Dabei können auch Daten zwischen der Eingabeeinheit 10 und der Steuereinrichtung 13, wie zum Beispiel die maximale Gradientenamplitude G_{max_x} , G_{max_y} , G_{max_z} in Richtung der physikalischen Gradientenachse Gx, Gy, Gz oder ein Werteintervall I-G_eff für eine effektive Gradientenamplitude Geff, von der Eingabeeinheit 10 an die Steuerungseinrichtung 13 übermittelt werden.
Die erfindungsgemäße MR-Anlage 1 und insbesondere die Steuereinrichtung 13 können darüber hinaus noch eine Vielzahl von weiteren, hier nicht im Einzelnen dargestellten, aber üblicherweise an solchen Geräten vorhandenen Komponenten aufweisen, wie beispielsweise eine Netzwerkschnittstelle, um die gesamte Anlage mit einem Netzwerk zu verbinden und Rohdaten und/oder Bilddaten bzw. Parameterkarten, aber auch weitere Daten, wie beispielsweise patientenrelevante Daten oder Steuerprotokolle, austauschen zu können.
Wie durch ein Einstrahlen von HF-Pulsen und die Erzeugung von Gradientenfeldern geeignete Rohdaten akquiriert und daraus MR-Bilder rekonstruiert werden können, ist dem Fachmann grundsätzlich bekannt und wird hier nicht näher erläutert. Ebenso sind verschiedenste Messsequenzen, wie z. B. EPI-Messsequenzen oder andere Messsequenzen zur Erzeugung von diffusionsgewichteten Bildern, dem Fachmann vom Grundsatz her bekannt.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den zuvor detailliert beschriebenen Verfahren und Aufbauten lediglich um Ausführungsbeispiele handelt und dass das Grundprinzip auch in weiten Bereichen vom Fachmann variiert werden kann, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, soweit er durch die Ansprüche vorgegeben ist. Insbesondere ist, wie bereits erwähnt, das Verfahren zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes nicht auf die diffusionsgewichtete Bildgebung mit Hilfe einer Stejskal-Tanner-Sequenz beschränkt. Weiterhin ist das beschriebene Verfahren auch nicht auf medizinische Anwendungen beschränkt. Es wird der Vollständigkeit halber auch darauf hingewiesen, dass die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht ausschließt, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließt der Begriff „Einheit“ nicht aus, dass diese aus mehreren Komponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können.

Claims

Verfahren zum Ermitteln von Diffusionsgradienten (DV) für eine Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten mit anisotropen Diffusionsrichtungen zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes, aufweisend die folgenden Schritte: - Festlegen des Raums realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Quader (Q), orientiert entlang der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) eines Gradientensystems (6) mit einer Ausdehnung der Kanten des Quaders (Q) entsprechend den maximalen Gradientenamplituden (G_{max_x}, G_{max_y}, G_{max_z}) von Gradienten (G_x, G_y, G_z) in Richtung der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) des Gradientensystems (6), - Auswählen eines Werteintervalls (I-G_eff) für eine effektive Gradientenamplitude (G_eff) mit einem Minimalwert (G_{eff_min}) und einem Maximalwert (G_{eff_max}) für die effektive Gradientenamplitude (G_eff) , - Ermitteln einer Kugelschale (KS) um den Ursprung der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) mit einem Innenradius mit dem Minimalwert (G_{eff_min}) und einem Außenradius mit dem Maximalwert (G_{eff_max}), - Ermitteln derjenigen Teilbereiche (SB) der Kugelschale (KS), welche innerhalb des Quaders (Q) liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren (KUV), - Auswählen eines Satzes (S-DV) von mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren (DV), welche zusätzliche Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes mit einem Richtungssatz von Diffusionsgradientenvektoren erfüllen, aus der Menge der Kandidaten-Ursprungsvektoren (KUV), wobei die zusätzlichen Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes lauten: - $N/ 3 b 1 = \sum_{n = 1 \dots N} b_{n},$
- die Richtungssätze (e_n) der Diffusionsgradientenvektoren (DV) weisen eine anisotrope Verteilung auf.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Maximalwert (G_{eff_max}) für die effektive Gradientenamplitude (G_eff) kleiner als das $\sqrt{3} - fache$
der größten der maximalen Gradientenamplituden (G_{max_x}, G_{max_y}, G_{max_z} ) ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, wobei der Quader (Q) des Raums realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Kubus (KU) ausgebildet ist und die maximalen Gradientenamplituden (G_{max_x}, G_{max_y}, G_{max_z}) jeweils den gleichen Wert (G_max) aufweisen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das Werteintervall (I-G_eff) für eine effektive Gradientenamplitude (G_eff) gegen einen Grenzwert konvergiert, so dass der Minimalwert (G_{eff_min}) und der Maximalwert (G_{eff_max}) für die effektive Gradientenamplitude (G_eff) gleich dem Grenzwert sind und die Kugelschale (KS) als Kugeloberfläche (KOF) ausgebildet ist.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei diejenigen Flächensegmente (KOB) der Kugeloberfläche (KOF), welche innerhalb des Quaders (Q) liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren (KUV) ermittelt werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Patentansprüche, wobei die Richtungssätze (e_n) der mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren (DV) - auf einer Kombination von drei orthogonalen Vektoren basieren und - der Betrag von allen Komponenten der Richtungssätze (e_n) einen Wert <= 1 aufweist.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei als Wert für die effektive Gradientenamplitude (G_eff) der Wert des $\sqrt{\frac{9}{4}} - fachen$
der maximalen Gradientenamplituden (G_max) gewählt wird und der Diffusionsgradientenvektorsatz (G_x, G_y, G_z) eine Kombination aus mindestens zwei Sätzen der folgenden 8 Sätze aus jeweils drei orthogonalen Vektoren (e_n) aufweist: $\begin{array}{l} - (+ 1, + 1, + 1 / 2), (+ 1, - 1 / 2, - 1), (+ 1 / 2, - 1, + 1), \\ - (+ 1, - 1, + 1 / 2), (+ 1, + 1 / 2, - 1), (+ 1 / 2, + 1, + 1), \\ - (+ 1, + 1, - 1 / 2), (+ 1, - 1 / 2, + 1), (+ 1 / 2, - 1, - 1), \\ - (+ 1, - 1, - 1 / 2), (+ 1, + 1 / 2, + 1), (+ 1 / 2, + 1, - 1), \\ - (- 1, - 1, - 1 / 2), (- 1, + 1 / 2, + 1), (- 1 / 2, + 1, - 1), \\ - (- 1, + 1, - 1 / 2), (- 1, - 1 / 2, + 1), (- 1 / 2, - 1, - 1), \\ - (- 1, - 1, + 1 / 2), (- 1, + 1 / 2, - 1), (- 1 / 2, + 1, + 1), \\ - (- 1, - 1, + 1 / 2), (- 1, - 1 / 2, - 1), (- 1 / 2, - 1, + 1) . \end{array}$
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Richtungssätze (e_n) der mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren (DV) - auf einer Kombination von sechs oktahedrischen Vektoren basieren und - der Betrag von allen Komponenten der Richtungssätze (e_n) einen Wert <= 1 aufweist.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei der Diffusionsgradientenvektorsatz (G_x, G_y, G_z) eine Kombination aus mindestens zwei Sätzen der folgenden 3 Sätze umfasst: $\begin{array}{l} - & (+ 1, 0, + 1), (+ 1, 0, - 1), (+ 1 / \sqrt{2}, + 1, + 1 / \sqrt{2}), (- 1 / \sqrt{2}, + 1, + 1 / \sqrt{2}), \\ (+ 1 / \sqrt{2}, + 1, - 1 / \sqrt{2}), (- 1 / \sqrt{2}, + 1, - 1 / \sqrt{2}), \\ - & (0, + 1, + 1), (0, + 1, - 1), (+ 1, + 1 / \sqrt{2}, + 1 / \sqrt{2}), (+ 1, - 1 / \sqrt{2}, + 1 / \sqrt{2}), \\ (+ 1, + 1 / \sqrt{2}, - 1 / \sqrt{2}), (+ 1, - 1 / \sqrt{2}, - 1 / \sqrt{2}), \\ - & (+ 1, + 1, 0), (+ 1, - 1, 0), (+ 1 / \sqrt{2}, + 1 / \sqrt{2}, + 1), (- 1 / \sqrt{2}, + 1 / \sqrt{2}, + 1), \\ (+ 1 / \sqrt{2}, - 1 / \sqrt{2}, + 1), (- 1 \sqrt{2}, - 1 / \sqrt{2}, + 1) . \end{array}$
Verfahren nach Anspruch 7 oder 9, wobei mindestens einer der Vektoren der gewählten Sätze aus jeweils drei orthogonalen Vektoren (e_n) invertiert ist.
Verfahren zur Aufnahme von diffusionsgewichteten Magnetresonanzbilddaten eines Untersuchungsobjekts (O) zum Erzeugen eines Trace-gewichteten Bildes, mit zumindest folgenden Schritten: - Ermitteln eines Satzes von Diffusionsgradientenvektoren (DV) mit Hilfe eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10, - Akquisition von diffusionskodierten Rohdaten mittels einer Diffusionskodierungs-Gradientenpulssequenz, aufweisend die ermittelten Diffusionsgradientenvektoren (DV), - Rekonstruieren von diffusionskodierten Bilddaten auf Basis der diffusionskodierten Rohdaten, - Ermitteln eines Diffusionsverhaltens auf Basis der diffusionskodierten Bilddaten.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei eine Nichtlinearität eines zur Erzeugung der Diffusionsgradienten verwendeten Gradientensystems bei der Ermittlung eines Diffusionsverhaltens berücksichtigt wird.
Verfahren nach Anspruch 11 oder 12, wobei, wenn ein Benutzer eine Bildaufnahme, mit einer Anzahl N von isotropen Richtungen und mehreren, d.h. K Mittelungen pro Richtung anfordert, stattdessen eine einzige Bildaufnahme mit einem mit einem Verfahren nach Anspruch 1 bis 10 ermittelten Diffusionsgradientenvektorsatz mit N*K anisotropen Richtungen mit identischer effektiver Gradientenamplitude vorgeschlagen wird.
Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung (60), aufweisend: - eine Eingangsschnittstelle (61) zum Empfangen von - maximalen Gradientenamplituden (G_{max_x}, G_{max_y}, G_{max_z}) von Gradienten (G_x, G_y, G_z) in Richtung der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) eines Gradientensystems (6), welche den Raum realisierbarer Diffusionsgradientenvektoren als Quader (Q), orientiert entlang der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) mit einer Ausdehnung der Kanten des Quaders (Q) entsprechend den maximalen Gradientenamplituden (G_{max_x}, G_{max_y}, G_{max_z}) der Gradienten (G_x, G_y, G_z) in Richtung der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) des Gradientensystems (6) festlegen, und - zum Empfangen eines auswählten Werteintervalls (I-G_eff) für eine effektive Gradientenamplitude (G_eff) mit einem Minimalwert (G_{eff_min}) und einem Maximalwert (G_{eff_max}) für die effektive Gradientenamplitude (G_eff), - eine Kugelschalen-Ermittlungseinheit (62) zum Ermitteln einer Kugelschale (KS) um den Ursprung der physikalischen Gradientenachsen (Gx, Gy, Gz) mit einem Innenradius mit dem Minimalwert (G_{eff_min}) und einem Außenradius mit dem Maximalwert (G_{eff_max}), - eine Teilbereichs-Ermittlungseinheit (63) zum Ermitteln derjenigen Teilbereiche (SB) der Kugelschale (KS), welche innerhalb des Quaders (Q) liegen, als Endpunkte von möglichen Kandidaten-Ursprungsvektoren (KUV), - eine Auswahleinheit (64) zum Auswählen eines Satzes (S-DV) von mindestens sechs Diffusionsgradientenvektoren (DV), welche zusätzliche Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes mit einem Richtungssatz von Diffusionsgradientenvektoren erfüllen, aus der Menge der Kandidaten-Ursprungsvektoren (KUV), wobei die zusätzlichen Bedingungen für das Erzeugen eines artefaktarmen Trace-gewichteten Bildes lauten: - $N/ 3 b 1 = \sum_{n = 1 \dots N} b_{n},$
- die Richtungssätze (e_n) der Diffusionsgradientenvektoren (DV) weisen eine anisotrope Verteilung auf.
Magnetresonanzanlage (1) mit einem Grundfeldmagnetsystem (4), einem HF-Sendeantennensystem (5), einem Gradientensystem (6), einem HF-Empfangsantennensystem (7) und mit einer Diffusionsgradienten-Ermittlungseinrichtung nach Anspruch 14.
Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches direkt in eine Speichereinheit einer Steuereinrichtung einer Magnetresonanzanlage nach Anspruch 15 ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 auszuführen, wenn das Computerprogramm in der Magnetresonanzanlage ausgeführt wird.
Computerlesbares Medium, auf welchem von einer Rechnereinheit einlesbare und ausführbare Programmabschnitte gespeichert sind, um alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13 auszuführen, wenn die Programmabschnitte von Rechnereinheit ausgeführt werden.