DE102020212183A1

DE102020212183A1 - Verfahren zur Erstellung von diffusionsgewichteten und nicht-diffusionsgewichteten Messdaten mittels Magnetresonanz

Info

Publication number: DE102020212183A1
Application number: DE102020212183.4A
Authority: DE
Inventors: Adam Kettinger; Mario Zeller
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2020-09-28
Filing date: 2020-09-28
Publication date: 2022-03-31
Also published as: US20220099778A1; US11650279B2

Abstract

Ein erfindungsgemäßes Verfahren zum Erfassen von Messdaten eines Untersuchungsobjektes mittels einer Magnetresonanzanlage umfasst die Schritte:- Erfassen eines ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten durch Anregen und in einer Aufnahmephase Aufnehmen eines ersten Echosignals, wobei vor der Aufnahmephase in einer Diffusionspräparationsphase Diffusionsgradienten zur Diffusionskodierung der Messdaten geschaltet werden,- Erfassen eines zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten durch Anregen und in einer Aufnahmephase Aufnehmen eines zweiten Echosignals, wobei vor der Aufnahmephase in einer Diffusionspräparationsphase die gleichen Diffusionsgradienten geschaltet werden, wie sie zur Diffusionskodierung der Messdaten des ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten geschaltet werden, wobei diese jedoch keinen Einfluss auf das zweite Echosignal haben.Auf diese Weise werden diffusionsgewichtete und nicht-diffusionsgewichtete Messdaten erfasst, die gleiche durch durch geschaltete Gradienten induzierte Wirbelströme verursachte Störungen aufweisen.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erstellung von diffusionsgewichteten und nicht-diffusionsgewichteten Messdaten mittels Magnetresonanz, die gleiche durch durch geschaltete Gradienten induzierte Wirbelströme verursachte Störungen aufweisen.
Die Magnetresonanz-Technik (im Folgenden steht die Abkürzung MR für Magnetresonanz) ist eine bekannte Technik, mit der Bilder vom Inneren eines Untersuchungsobjektes erzeugt werden können. Vereinfacht ausgedrückt wird hierzu das Untersuchungsobjekt in einem Magnetresonanzgerät in einem vergleichsweise starken statischen, homogenen Grundmagnetfeld, auch B₀-Feld genannt, mit Feldstärken von 0,2 Tesla bis 7 Tesla und mehr positioniert, so dass sich dessen Kernspins entlang des Grundmagnetfeldes orientieren. Zum Auslösen von als Signale messbaren Kernspinresonanzen werden hochfrequente Anregungspulse (RF-Pulse) in das Untersuchungsobjekt eingestrahlt, die ausgelösten Kernspinresonanzen als sogenannte k-Raumdaten gemessen und auf deren Basis MR-Bilder rekonstruiert oder Spektroskopiedaten ermittelt. Zur Ortskodierung der Messdaten werden dem Grundmagnetfeld schnell geschaltete magnetische Gradientenfelder, kurz Gradienten genannt, überlagert. Ein verwendetes Schema, das eine zeitliche Abfolge von einzustrahlenden RF-Pulsen und zu schaltenden Gradienten beschreibt, wird als Pulssequenz(schema), oder auch kurz als Sequenz, bezeichnet. Die aufgezeichneten Messdaten werden digitalisiert und als komplexe Zahlenwerte in einer k-Raum-Matrix abgelegt. Aus der mit Werten belegten k-Raum-Matrix ist z.B. mittels einer mehrdimensionalen FourierTransformation ein zugehöriges MR-Bild rekonstruierbar.
Üblicherweise setzt sich eine Magnetresonanzaufnahme aus einer Vielzahl von einzelnen Teilmessungen zusammen, bei denen Rohdaten aus verschiedenen Schichten des Untersuchungsobjekts aufgenommen werden, um daraus anschließend Volumenbilddaten zu rekonstruieren.
Darüber hinaus ist es aber bei vielen Untersuchungen auch notwendig, mehrere, d. h. eine ganze Serie von Magnetresonanzaufnahmen des Untersuchungsobjekts, durchzuführen, wobei ein bestimmter Messparameter variiert wird. Anhand der Messungen wird die Wirkung dieses Messparameters auf das Untersuchungsobjekt beobachtet, um daraus dann später diagnostische Schlüsse zu ziehen. Unter einer Serie sind dabei zumindest zwei, in der Regel aber mehr als zwei Magnetresonanzaufnahmen zu verstehen. Sinnvollerweise wird dabei ein Messparameter so variiert, dass der Kontrast eines bei den Messungen angeregten bestimmten Materialtyps, beispielsweise eines Gewebetyps des Untersuchungsobjekts oder eines chemischen Stoffes, der signifikant für die meisten bzw. bestimmte Gewebetypen ist, wie z. B. Wasser, durch die Variation des Messparameters möglichst stark beeinflusst wird. Dies sorgt dafür, dass die Wirkung des Messparameters auf das Untersuchungsobjekt besonders gut sichtbar ist.
Ein typisches Beispiel für Serien von Magnetresonanzaufnahmen unter der Variation eines den Kontrast stark beeinflussenden Messparameters sind so genannte Diffusionsbildgebungsverfahren (englisch „Diffusion weighting imaging“ (DWI)). Unter Diffusion versteht man die Brownsche Bewegung (englisch „brownian motion“) von Molekülen in einem Medium. Bei der Diffusionsbildgebung werden in der Regel mehrere Bilder mit unterschiedlichen Diffusionsrichtungen und -wichtungen aufgenommen und miteinander kombiniert. Die Stärke der Diffusionswichtung wird meist durch den so genannten „b-Wert“ definiert. Die Diffusionsbilder mit unterschiedlichen Diffusionsrichtungen und -wichtungen bzw. die daraus kombinierten Bilder können dann zu diagnostischen Zwecken verwendet werden. So können durch geeignete Kombinationen der aufgenommenen diffusionsgewichteten Bilder Parameterkarten mit besonderer diagnostischer Aussagekraft erzeugt werden, wie beispielsweise Karten, die den „Apparent Diffusion Coefficient (ADC)“ oder die „Fractional Anisotropy (FA)“ wiedergeben.
Bei der diffusionsgewichteten Bildgebung werden zusätzliche Gradienten, die die Diffusionsrichtung und -wichtung wiederspiegeln, in eine Pulssequenz einfügt, um die Diffusionseigenschaften des Gewebes sichtbar zu machen oder zu messen. Diese Gradienten führen dazu, dass Gewebe mit schneller Diffusion (z.B. Zerebrospinalflüssigkeit, englisch „cerebrospinal fluid“ CSF) einem stärkeren Signalverlust unterliegt als Gewebe mit langsamer Diffusion (z.B. die graue Substanz im Gehirn, englisch „grey matter“). Der daraus resultierende Diffusionskontrast wird klinisch immer bedeutender und Anwendungen gehen inzwischen weit über die klassische frühe Erkennung von ischämischem Schlaganfall (englisch „ischemic stroke“) hinaus.
Häufig basiert die Diffussionsbildgebung auf der Echoplarabildgebung (EPI) wegen der kurzen Akquisitionszeit der EPI Sequenz pro Bild und Ihrer Robustheit gegenüber Bewegung. Bei einer Diffusionsbildgebung mit EPI können auch ohne eine Bewegung des Patienten, die zusätzlich eine Rolle spielen kann, in den diffusionsgewichteten Bildern aufgrund von lokalen B₀-Inhomogenitäten und residuellen Wirbelstromfeldern Verzerrungen, z.B. Scherungen oder Kompressionen, sowie Signalausfälle (engl. „signal voids“), oder auch ggf. eine geschwächte Fettsättigung, auftreten. Letztere hängen von der Richtung und der Stärke der Diffusionswichtung ab. Diese Verzerrungen können zu Fehlern in den ausgewerteten Diffusionskarten führen. Diese Schwierigkeiten treten in besonders starkem Maße auf, wenn eine Standard Steijskal-Tanner-Diffusionskodierung verwendet wird. Die Verzerrungen treten verstärkt zwischen mit hohen b-Werten diffusionsgewichteten Bildern einerseits und mit niedrigen b-Werten diffusionsgewichteten Bildern andererseits auf, da diese unterschiedlich stark verzerrt sind, was eine Bildpunkt-weise Bestimmung von ADC-Werten unmöglich macht.
Es sind bereits Verfahren bekannt, um Wirbelstrom-bedingte Artefakte zu vermeiden, zu korrigieren oder zumindest zu reduzieren. Dabei sind einerseits Verfahren bekannt, die die verwendete Pulssequenz, insbesondere die applizierten Diffusionsgradienten, derart an die Hardwarebedingungen einer gegebenen Magnetresonanzanlage anpassen, dass die durch die geschalteten Diffusionsgradienten möglichst keine Wirbelströme während einer Aufnahme von Messdaten erzeugen bzw. erzeugte Wirbelströme sich während einer Aufnahme von Messdaten gegenseitig möglichst aufheben. Ein derartiges Wirbelstromvermeidungsverfahren ist beispielsweise in dem Artikel von Reese et al. „Reduction of eddy-current-induced distortion in diffusion MRI using a twice-refocused spin echo“, Magn. Reason. Med. 2003, 49: S. 177-82, beschrieben. Ein mit diesem Vorgehen verbundener Nachteil ist es jedoch, dass die kleinstmögliche Echozeit TE durch die hier benötigten verlängerten Diffusionsgradientenformen ebenfalls verlängert wird, was zu Signaleinbußen führen kann. Die oben genannten Verzerrungen werden hierdurch zwar verringert, können aber nicht vollständig vermieden werden.
Andererseits sind bereits Verfahren bekannt, die versuchen die durch die Wirbelströme verursachten Effekte retrospektiv zu korrigieren oder zumindest zu verringern. Dazu werden beispielsweise Wirbelstrom-Feldkarten, die das Verhalten der Wirbelströme wiedergeben, bestimmt, auf Basis derer Wirbelstrom-bedingte Verzerrungen in Diffusionsbilddaten korrigiert werden. Derartige Wirbelstrom-Feldkarten erfordern jedoch separate Messungen, die z.B. vorab durchgeführt werden müssen. Ein Beispiel für ein derartiges Vorgehen ist in dem Artikel von Rohde et al. „Comprehensive approach for correction of motion and distortion in diffusion-weighted MRI“, Magn. Reson. Med. 2004, 51: S. 103-14, beschrieben.
Die beiden Arten der genannten Verfahren zur Korrektur oder Vermeidung von Wirbelstrom-bedingten Artefakten können auch kombiniert werden. Wobei die genannten Probleme jedoch auch dann bestehen bleiben und eine komplette Korrektur der oben genannten Verzerrungen nicht erreicht wird. Zudem unterscheiden sich in diffusionsgewichteten Bildern (b>0) erzeugte Verzerrungen weiter stark von in nicht-diffusionsgewichteten Bildern (b=0) erzeugten Verzerrungen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Diffusionsbildgebung zu ermöglichen, welche eine Bildpunkt-weise Verarbeitung von diffusionsgewichteten und nicht-diffusionsgewichteten Bildern ohne Verluste in der Genauigkeit erlaubt.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zum Erfassen von Messdaten eines Untersuchungsobjektes mittels einer Magnetresonanzanlage gemäß Anspruch 1, eine Magnetresonanzanlage gemäß Anspruch 12, ein Computerprogramm gemäß Anspruch 13, sowie einen elektronisch lesbaren Datenträger gemäß Anspruch 14.
Ein erfindungsgemäßes Verfahren zum Erfassen von Messdaten eines Untersuchungsobjektes mittels einer Magnetresonanzanlage umfasst die Schritte:

- Erfassen eines ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten durch Anregen und in einer Aufnahmephase (RO1) Aufnehmen eines ersten Echosignals (E1), wobei vor der Aufnahmephase (RO1) in einer Diffusionspräparationsphase (D1, D1') Diffusionsgradienten zur Diffusionskodierung der Messdaten geschaltet werden,
- Erfassen eines zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten durch Anregen und in einer Aufnahmephase (RO2) Aufnehmen eines zweiten Echosignals (E2), wobei vor der Aufnahmephase (RO2) in einer Diffusionspräparationsphase (D2, D2') die gleichen Diffusionsgradienten geschaltet werden, wie sie zur Diffusionskodierung der Messdaten des ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten geschaltet werden, wobei diese jedoch keinen Einfluss auf das zweite Echosignal (E2) haben.

Durch das erfindungsgemäße Erfassen eines ersten Satzes an diffusionskodierten Messdaten und eines zweiten Satzes an nicht-diffusionskodierten Messdaten jeweils unter Schalten gleicher Diffusionsgradienten sind beide Sätze an Messdaten auf gleiche Weise durch durch die geschalteten Diffusionsgradienten erzeugte Wirbelströme beeinflusst.
Auf Basis des ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten kann ein erster diffusionsgewichteter Bilddatensatz und auf Basis des zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten kann ein zweiter nicht-diffusionsgewichteter Bilddatensatz rekonstruiert werden. Auf Basis eines solchen ersten Bilddatensatzes und eines solchen zweiten Bilddatensatzes können beispielsweise Bildpunkt-weise Diffusionswerte, z.B. ADC-Werte, bestimmt werden. Dadurch, dass sowohl der diffusionsgewichtete als auch der nicht-diffusionsgewichtete Bilddatensatz auf Basis von Messdaten rekonstruiert werden, bei deren Aufnahme gleichartige Gradienten, insbesondere Diffusionsgradienten, auf gleiche Weise Wirbelströme erzeugt haben, unterliegen beide Bilddatensätze auch gleichartigen durch die Wirbelströme bedingten Verzerrungen. Durch die Gleichartigkeit der Verzerrungen in den beiden Bilddatensätzen können die beiden Bilddatensätze gut auch Bildpunkt-weise verglichen werden. Insbesondere können Bildpunkt-weise ADC-Werte für die mit den geschalteten Diffusionsgradienten kodierte Diffusionsrichtung berechnet werden, wodurch direkt, ohne weitere Verarbeitungsschritte, eine ADC-Karte erstellt werden kann.
Eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage umfasst eine Magneteinheit, eine Gradienteneinheit, eine Hochfrequenzeinheit und eine zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildete Steuereinrichtung mit einer Pulssequenzabstimmungseinheit.
Ein erfindungsgemäßes Computerprogramm implementiert ein erfindungsgemäßes Verfahren auf einer Steuereinrichtung, wenn es auf der Steuereinrichtung ausgeführt wird.
Das Computerprogramm kann hierbei auch in Form eines Computerprogrammprodukts vorliegen, welches direkt in einen Speicher einer Steuereinrichtung ladbar ist, mit Programmcode-Mitteln, um ein erfindungsgemäßes Verfahren auszuführen, wenn das Computerprogrammprodukt in der Recheneinheit des Rechensystems ausgeführt wird.
Ein erfindungsgemäßer elektronisch lesbarer Datenträger umfasst darauf gespeicherte elektronisch lesbare Steuerinformationen, welche zumindest ein erfindungsgemäßes Computerprogramm umfassen und derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Steuereinrichtung einer Magnetresonanzanlage ein erfindungsgemäßes Verfahren durchführen.
Die in Bezug auf das Verfahren angegebenen Vorteile und Ausführungen gelten analog auch für die Magnetresonanzanlage, das Computerprogrammprodukt und den elektronisch lesbaren Datenträger.
Weitere Vorteile und Einzelheiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus den im Folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen sowie anhand der Zeichnungen. Die aufgeführten Beispiele stellen keine Beschränkung der Erfindung dar. Es zeigen:

1 ein schematisches Ablaufdiagram eines erfindungsgemäßen Verfahrens,
2 schematisch dargestellte Teile von Pulssequenzschemata zur Erfassung von diffusionsgewichteten und nicht-diffusionsgewichteten Messdaten gemäß einem ersten Beispiel,
3 schematisch dargestellte Teile von Pulssequenzschemata zur Erfassung von diffusionsgewichteten und nicht-diffusionsgewichteten Messdaten gemäß einem weiteren Beispiel,
4 eine schematisch dargestellte erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage.

1 ist ein schematisches Ablaufdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens zum Erfassen von Messdaten eines Untersuchungsobjektes mittels einer Magnetresonanzanlage.
Dabei wird ein erster Satz MDS1 an diffusionsgewichteten Messdaten durch Anregen und in einer Aufnahmephase Aufnehmen eines ersten Echosignals erfasst (Block 101), wobei bei dem Erfassen 101 vor der Aufnahmephase in einer Diffusionspräparationsphase Diffusionsgradienten DG zur Diffusionskodierung der Messdaten geschaltet werden.
Weiterhin wird ein zweiter Satz MDS2 an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten durch Anregen und in einer Aufnahmephase Aufnehmen eines zweiten Echosignals erfasst (Block 101'), wobei bei dem Erfassen 101' vor der Aufnahmephase in einer Diffusionspräparationsphase die gleichen Diffusionsgradienten DG geschaltet werden, wie sie zur Diffusionskodierung der Messdaten des ersten Satzes MDS1 an diffusionsgewichteten Messdaten geschaltet werden, wobei diese jedoch bei dem Erfassen 101' keinen Einfluss auf das zweite Echosignal haben.
Die hierin geschalteten Diffusionsgradienten DG können auf Basis eines Wirbelstromvermeidungsverfahrens, wie es beispielsweise in dem bereits oben genannten Artikel von Reese et al. beschrieben wird, festgelegt worden sein (Block 100). Auf diese Weise können durch die geschalteten Diffusionsgradienten DG erzeugte Wirbelströme (für beide Erfassungen 101 und 101' gleichermaßen) möglichst klein gehalten werden.
Auf Basis des ersten Satzes MDS1 an diffusionsgewichteten Messdaten kann ein erster diffusionsgewichteter Bilddatensatz BDS1 rekonstruiert werden (Block 103). Desgleichen kann auf Basis des zweiten Satzes MDS2 an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten ein zweiter, nicht-diffusionskodierter, Bilddatensatz BDS2 rekonstruiert werden (Block 103').
Auf Basis des ersten Bilddatensatzes BDS1 und des zweiten Bilddatensatz BDS2 können Bildpunkt-weise Diffusionswerte, z.B. ADC-Werte, bestimmt werden (Block 105).
Da aus erfindungsgemäß erfassten ersten und zweiten Sätzen an Messdaten MDS1 und MDS2 rekonstruierte erste und zweite Bilddatensätze BDS1 und BDS2 in gleicher Weise möglichen durch die geschalteten Diffusionsgradienten DG erzeugten Wirbelströmen verursachten Verzerrungen unterliegen, können ein erster und ein zweiter Bilddatensatz BDS1 und BDS2 Bildpunkt-weise verarbeitet werden, ohne dass die Verzerrungen (da sie in beiden Bilddatensätzen BDS1 und BDS2 gleich sind) sich negativ auf ein Ergebnis einer solchen Verarbeitung auswirken.
Eine Rekonstruktion eines ersten Bilddatensatzes BDS1 und eines zweiten Bilddatensatzes BDS2 kann ein retrospektives Korrekturverfahren umfassen, wie es z.B. in dem bereits oben genannten Artikel von Rohde et al. beschrieben ist. Dadurch können möglicherweise vorhandene Verzerrungen in den Bilddatensätzen BDS1 und BDS2 verringert werden, wobei jedoch durch die gleichartige Korrektur weiterhin in beiden Bilddatensätzen BDS1 und BDS2 gleiche Verzerrungen vorliegen.
Beispiele wie bei einem Erfassen eines ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten und eines zugehörigen zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten vorgegangen werden kann, sind in 2 und in 3 anhand von schematisch dargestellten Teilen von Pulssequenzschemata gezeigt.
In 2 ist im oberen Bereich ein Pulssequenzschema zum Erfassen eines ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten (b>0) und im unteren Bereich ein Pulssequenzschema zum Erfassen eines zugehörigen zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten (b=0) dargestellt.
In dem in 2 dargestellten Beispiel umfasst ein Erfassen eines zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten (b=0) drei RF-Pulse RF1, RF2 und RF3 , welche im zeitlichen Verlauf gleichabständig, jeweils mit dem zeitlichen Abstand t1 zwischen dem ersten RF-Puls RF1 und dem zweiten RF-Puls RF2, sowie zwischen dem zweiten RF-Puls RF2 und dem dritten RF-Puls RF3, eingestrahlt werden. Jeweils gleichzeitig mit dem Einstrahlen eines der RF-Pulse RF1, RF2 und/oder RF3 kann zur Beschränkung der Wirkung der RF-Pulse RF1, RF2 und/oder RF3 auf eine gewünschte Schicht in dem Untersuchungsobjekt in Schichtselektionsrichtung GS ein Schichtselektionsgradient geschaltet werden.
Unter der Annahme, dass eine Magnetisierung der mit den RF-Pulsen RF1, RF2 und RF3 zu manipulierenden Spins sich vor dem Einstrahlen des ersten RF-Pulses RF1 in einem Gleichgewichtszustand befindet (was z.B. durch eine für eine vollständige Relaxation der besagten Spins ausreichend lange Wartezeit zwischen einer möglichen vorhergehenden Manipulation der Spins und dem Einstrahlen des ersten RF-Pulses RF1 erreicht werden kann), regt der erste RF-Puls RF1 die Magnetisierung der Spins derart an, dass sie von der longitudinalen Achse, in der sie sich im Gleichgewichtszustand befindet, in die transversale Ebene gekippt werden, wodurch eine Phasenevolution der Magnetisierung in der transversalen Ebene beginnt. Der erste RF-Puls RF1 kann somit als RF-Anregungspuls RF1 bezeichnet werden.
Der zweite RF-Puls RF2 hat derartige Eigenschaften, dass er, wenn er eingestrahlt wird, einen Teil der durch den ersten RF-Puls RF1 in die transversale Ebene gekippten Magnetisierung wieder in die longitudinale Achse kippt, wobei die Hälfte der Magnetisierung dadurch zusätzlich ihre bis zu dem Zeitpunkt des Einstrahlens des RF-Pulses RF2 akkumulierte Phase invertiert wird. Dadurch wird dieser Teil der Magnetisierung in der longitudinalen Achse gespeichert, wo keine weitere Phasenevolution stattfindet, sodass die invertierte Phase aufrechterhalten wird. Daher haben in einer auf den zweiten RF-Puls RF2 folgenden Diffusionspräparationsphase D2 geschaltete Diffusionsgradienten GD1, GD2 keinen Einfluss auf die in der longitudinalen Achse gespeicherte Magnetisierung. Der zweite RF-Puls RF2 kann als ein RF-Speicherpuls bezeichnet werden. Die geschalteten Diffusionsgradienten GD1, GD2 sind beispielhaft in Ausleserichtung GR geschaltet. Als geschaltete Diffusionsgradienten kommen jedoch alle bei Diffusionsmessungen üblichen Arten von Diffusionsgradienten in gewünschte Diffusionsrichtungen mit gewünschten Diffusionswichtungen in Betracht. Mit dem zweiten RF-Puls RF2 umfasst ein Anregen des zweiten Echosignals E2 ein Verkippen der Magnetisierung der das zweite Echosignal E2 erzeugenden Spins in eine longitudinale Magnetisierungsrichtung vor der Diffusionspräparationsphase D2.
Der dritte RF-Puls RF3 wird nach Abschluss der Diffusionspräparationsphase D2 eingestrahlt, und holt die in der longitudinalen Achse gespeicherte Magnetisierung wieder zurück in die transversale Ebene, wo sich ihre Phasenevolution fortsetzt. Der dritte RF-Puls RF3 kann sich als RF-Zurückholpuls bezeichnet werden.
Insbesondere ein zweiter RF-Puls RF2 zum Speichern eines Teils der Magnetisierung in der longitudinalen Achse und ein dritter RF-Puls RF3 zum Zurückholen der gespeicherten Magnetisierung können hierbei nach dem Vorbild einer sogenannten „driven-equilibrium“-Technik ausgestaltet sein. Die RF-Pulse RF1, RF2 und RF3 können hierbei insbesondere jeweils einen Flipwinkel von 90° haben.
Weil der zweite RF-Puls RF2 die Phase der gespeicherten Magnetisierung invertiert hat, wird diese im Verlauf ihrer weiteren Phasenevolution nach dem Einstrahlen des dritten RF-Pulses RF3 wieder refokussiert werden, sodass sich nach einem weiteren zeitlichen Abstand der Dauer t1 nach dem Einstrahlen des dritten RF-Pulses RF3 ein zweites Echosignal E2 bildet. Das zweite Echosignal E2 wird hier somit als ein stimuliertes Echosignal E2 angeregt.
Dieses Echosignal E2 kann auf übliche Weise, z.B. wie dargestellt mittels eines EPI-Auslesezuges mit in Ausleserichtung GR geschalteten Auslesegradienten und in Phasenkodierrichtung GP geschalteten Gradientenblips, in einer Aufnahmephase RO2 aufgenommen werden und Messdaten eines zweiten Satzes an nicht-diffusionskodierten Messdaten zu erfassen. Dabei kann die Aufnahmephase RO2 zur Verbesserung eines erreichbaren Bildkontrasts derart ausgestaltet sein, dass in dem k-Raumzentrum erfasste Messdaten erfasst werden, wenn das Echosignal E2 seine maximale Signalstärke erreicht (d.h., in dem gezeigten Beispiel, eine Dauer t1 nach dem Einstrahlen des dritten RF-Pulses RF3 wo die zurückgeholte Magnetisierung wieder vollständig refokussiert ist).
Wie oben ausgeführt, sind die durch Aufnehmen des zweiten Echos E2 erfassten Messdaten nicht-diffusionskodiert, da die Phasenverteilung der das zweite Echo E2 erzeugenden Magnetisierung nicht durch die geschalteten Diffusionsgradienten GD1, GD2 beeinflusst wurde.
Allerdings erzeugen die in der Diffusionspräparationsphase D2 geschalteten Diffusionsgradienten GD1, GD2 Wirbelströme, die in der Aufnahmephase RO2 die Aufnahme des zweiten Echosignals E2 beeinflussen.

Der (relative) Verlauf der Amplitude des Signalpfads des zweiten Echosignals E2 wird für das in 2 gezeigte Beispiel in der folgenden Tabelle zu verschiedenen Zeitpunkten ZP beschrieben, in der ohne Beschränkung der Allgemeinheit der Wert der Amplitude der Magnetisierung im Gleichgewichtszustand als gleich Eins (=1) angenommen wird. Der Zeitpunkt ZP=0 entspricht dem Isodelaypunkt des ersten RF-Pulses RF1, die weiteren Zeitpunkte sind durch ihren zeitlichen Abstand zu ZP=0 angegeben, wobei durch + gekennzeichnete Zeitpunkte ZP jeweils einen Zeitpunkt kurz nach dem durch den Wert angegebenen Zeitpunkt entsprechen, z.B. der Zeitpunkt ZP=0+ entspricht dem Zeitpunkt direkt nach dem ersten RF-Puls RF1. In der letzten Spalte ist die Wirkung der jeweiligen RF-Pulse skizziert.

ZP	Orientierung der Magnetisierung	relative Amplitude	Wirkung
0	longitudinal	1	Anregung
0+	transversal	1	transversale(T2)-Relaxation
t1	transversal	exp(-t1/T2)	Verkippung zurück in Longitudinale + Phaseninversion
t1+	longitudinal	1/2 * exp(-t1/T2) (die Phase wird nur für die Hälfte der Spinpopulation invertiert, daher Faktor 1/2)	longitudinale(T1)-Relaxation
(2*t1)	longitudinal	1/2 * exp(-t1/T2) * exp(-t1/T1)	Zurückholen in transversale Ebene
(2*t1)+	transversal	1/2 * exp(-t1/T2) * exp(-t1/T1)	T2-Relaxation
3*t1	transversal	1/2 * exp(-t1/T2) * exp(-t1/T1) * exp(-t1/T2) = exp(-2t1/T2) exp(-t1/T1)	Bildung eines stimulierten Echosignals

Wie in dem in 2 oben dargestellten Beispiel ersichtlich, unterscheidet sich ein Erfassen eines ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten (b>0) in den umfassten RF-Pulsen RF4, RF5 und RF6 (und den gleichzeitig mit dem Einstrahlen dieser in Schichtselektionsrichtung GS geschalteten Schichtselektionsgradienten) von dem zugehörigen Erfassen eines zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten (b=0), hingegen entsprechen die umfassten in einer Diffusionspräparationsphase D1 geschalteten Diffusionsgradienten GD1, GD2, sowie in einer Aufnahmephase RO1 geschaltete Auslesegradienten und Phasenkodiergradienten als auch die zeitliche Relation der Diffusionspräparationsphase D1 und der Aufnahmephase RO1 denen der Diffusionspräparationsphase D2 und der Aufnahmephase RO2, die bei dem Erfassen der nicht-diffusionsgewichteten Messdaten angewendet werden.
In dem in 2 dargestellten Beispiel (b>0) wird unmittelbar vor der Diffusionspräparationsphase D1 ein RF-Anregungspuls RF5 eingestrahlt, der die Magnetisierung der zu manipulierenden Spins in die transversale Ebene kippt, wodurch eine Phasenevolution der Magnetisierung in der transversalen Ebene beginnt. In der Diffusionspräparationsphase D1 werden die gleichen Diffusionsgradienten GD1, GD2 wie bei dem Erfassen der zugehörigen nicht-diffusionsgewichteten Messdaten geschaltet, um eine Diffusionskodierung der durch den RF-Anregungspuls RF5 angeregten Magnetisierung zu erreichen. Die in der Diffusionspräparationsphase D1 geschalteten Diffusionsgradienten sind bevorzugt selbst-refokussierend, d.h. ihr nulltes Moment vor der Aufnahmephase RO1 zum Aufnehmen des ersten Echosignals E1, z.B. spätestens zum Ende der Diffusionspräparationsphase D1, verschwindet.
Auf die Diffusionspräparationsphase D1 folgend, wird in einem zeitlichen Abstand der Dauer t1 nach dem Einstrahlen des RF-Anregungspulses RF5 ein RF-Refokussierungspuls RF6 eingestrahlt, der die Phase der in der transversalen Ebene befindlichen Magnetisierung invertiert, sodass nach einem weiteren zeitlichen Abstand t1 nach Einstrahlen des RF-Refokussierungspulses RF6 ein erstes Echosignal E1 als ein Spinechosignal E1 angeregt wird. In dem in 2 gezeigten Beispiel wird das erste Echosignal E1 somit insbesondere als ein einfach-refokussiertes Spinechosignal angeregt.
Dieses Spinechosignal E1 wird analog zu der Aufnahme des zugehörigen zweiten Echosignals E2 zur Erfassung der nicht-diffusionskodierten Messdaten, z.B. wieder wie dargestellt mittels eines EPI-Auslesezuges mit in Ausleserichtung GR geschalteten Auslesegradienten und in Phasenkodierrichtung GP geschalteten Gradientenblips, in einer Aufnahmephase RO1 aufgenommen und so Messdaten des ersten Satzes an diffusionskodierten Messdaten erfasst. Dabei kann die Aufnahmephase RO1 wieder derart ausgestaltet sein, dass in dem k-Raumzentrum erfasste Messdaten erfasst werden, wenn das Echosignal E1 seine maximale Signalstärke erreicht (d.h., in dem gezeigten Beispiel, eine Dauer t1 nach dem Einstrahlen des RF-Refokussierungspulses RF6 wo die Refokussierung des Spinechosignals vollständig erfolgt ist).
In dem in 2 dargestellten Beispiel (b>0) kann zunächst relativ zu einem entsprechenden Zeitpunkt ZP=0 bei der Erfassung der nicht-diffusionsgewichteten Messdaten um einem zeitlichen Abstand $\frac{t 1}{2}$
verzögert, ein RF-Puls RF4 eingestrahlt werden, der die im Gleichgewichtszustand befindliche Magnetisierung in der longitudinalen Achse invertiert. Der RF-Puls RF4 kann somit als RF-Inversionspuls bezeichnet werden. Nach einer Wartezeit Tw nach dem Einstrahlen des Inversionspulses RF4, in der die durch den RF-Inversionspuls RF4 erzeugte longitudinale Magnetisierung wieder Zeit hatte gemäß der für die vorliegenden Spins geltenden T1-Relaxationszeit zu relaxieren, wird der bereits oben beschriebene RF-Anregungspuls RF5 eingestrahlt.
Die Wartezeit Tw kann hierbei derart gewählt werden, dass die bei Ablauf der Wartezeit Tw erreichte Relaxation der longitudinalen Magnetisierung einer bei dem Erfassen der zugehörigen nicht-diffusionsgewichteten Messdaten zwischen dem zweiten RF-Puls RF2 und dem dritten RF-Puls RF3 erfolgten Relaxation der dort vorliegenden longitudinalen Magnetisierung entspricht oder dieser zumindest vergleichbar ist.
Gilt für die für die vorliegenden Spins geltende T1-Relaxationszeit T1: T1 >> t1 (T1 deutlich größer als die Dauer t1), ist diese Bedingung gleicher Relaxation der jeweiligen longitudinalen Magnetisierung z.B. für eine Wartezeit $Tw = \frac{t 1}{2}$
erfüllt.

Ein beispielhafter (relativer) Verlauf der Amplitude des Signalpfads des ersten Echosignals E1 wird für das in 2 gezeigte Beispiel in der folgenden Tabelle zu verschiedenen Zeitpunkten ZP beschrieben, in der ohne Beschränkung der Allgemeinheit der Wert der Amplitude der Magnetisierung im Gleichgewichtszustand als gleich Eins (=1) angenommen wird. Der Zeitpunkt ZP=0 entspricht für eine bessere Vergleichbarkeit wieder dem Isodelaypunkt des ersten RF-Pulses RF1 bei der zugehörigen Erfassung nicht-diffusionsgewichteter Messdaten, die weiteren Zeitpunkte ZP' sind durch ihren zeitlichen Abstand zu ZP=0 angegeben, wobei durch + gekennzeichnete Zeitpunkte ZP jeweils einem Zeitpunkt kurz nach dem durch den Wert angegebenen Zeitpunkt entsprechen, z.B. der Zeitpunkt

ZP = \frac{t 1}{2} +

entspricht dem Zeitpunkt direkt nach dem RF-Inversionspuls RF4. In der letzten Spalte ist die Wirkung der jeweiligen RF-Pulse skizziert

ZP	Orientierung der Magnetisierung	relative Amplitude	Wirkung
t1/2	longitudinal	1	Inversion
t1/2+	longitudinal	1	T1-Relaxation
t1	longitudinal	2*exp(-(t1/2)/T1) - 1	Anregung
t1+	transversal	2*exp(-(t1/2)/T1) - 1	T2-Relaxation
(2*t1)	transversal	[2exp(-(t1/2)/T1) -1] exp(-t1/T2)	Refokussierung
(2*t1) +	transversal	[2exp(-(t1/2)/T1) -1] exp(-t1/T2)	T2-Relaxation
3*t1	transversal	[2exp(-(t1/2)/T1) -1] exp(-2*t1/T2)	Bildung eines Spinechosignals

Sowohl das erste Echosignal E1 als auch das zweite Echosignal E2 können auf diese Weise nach einer gleichen Echoabstandszeit Te nach Ende der jeweiligen Diffusionspräparationsphase D1, D2 seine maximale Signalstärke erreichen. Die durch die in der jeweiligen Diffusionspräparationsphase D1, D2 geschalteten (gleichartigen) Diffusionsgradienten GD1, GD2 erzeugten Wirbelströme wirken somit in gleicher Weise sowohl auf die bei der Aufnahme des ersten Echosignals E1 als diffusionsgewichtete Messdaten erfassten Messdaten des ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten MDS1 als auch auf die bei der Aufnahme des zweiten Echosignals E2 als nicht-diffusionsgewichtete Messdaten erfassten Messdaten des zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten MDS2.
Unter der Annahme, die für die vorliegenden Spins geltende T1-Relaxationszeit T1 ist deutlich größer als die in den Pulssequenzschemata verwendeten Dauer t1 (T1 >> t1) kann die jeweils bei der Erfassung nicht-diffusionsgewichteter (b=0) und diffusionsgewichteter (b>0) Messdaten nach der jeweiligen T1-Relaxation verbleibende Magnetisierung (für b=0 zum Zeitpunkt des Einstrahlens des dritten RF-Pulses RF3, bzw. für b>0 nach der Wartezeit Tw nach dem Einstrahlen des RF-Inversionspulses RF4) wie folgt durch eine Entwicklung erster Ordnung abgeschätzt werden: $\begin{array}{l} b = 0 : exp (- t 1 / T 1) & \sim & 1 - t 1 / T 1; \\ b > 0 : 2 * exp (- (t 1 / 2) / T 1) - 1 & \sim & 2 * (1 - (t 1 / 2) / T 1) - 1 = \\ = & 1 - t 1 / T 1. \end{array}$
Somit kann (solange T1>>t1 erfüllt ist) die T1-Relaxation sowohl für das Erfassen der nicht-diffusionsgewichteten Messdaten als auch für das Erfassen der diffusionsgewichteten Messdaten als ungefähr gleich angenommen werden.
Weitere Signalpfade, die zu unerwünschten weiteren Echosignalen führen könnten, können durch Schalten von Spoilergradienten, wie sie beispielhaft in 2 sowohl für b=0 als auch für b>0 kurz vor und/oder nach den jeweils eingestrahlten RF-Pulsen RF1-RF6 in Schichtselektionsrichtung dargestellt sind, unterdrückt werden.
Ein weiteres Beispiel wie bei einem Erfassen eines ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten und eines zugehörigen zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten vorgegangen werden kann, ist in 3 anhand von schematisch dargestellten Teilen von Pulssequenzschemata gezeigt.
In 3 ist wieder im oberen Bereich ein Pulssequenzschema zum Erfassen eines ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten (b>0) und im unteren Bereich ein Pulssequenzschema zum Erfassen eines zugehörigen zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten (b=0) dargestellt.
In dem in 3 dargestellten Beispiel umfasst ein Erfassen eines zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten (b=0) neben einem ersten , einen zweiten und einem dritten RF-Puls RF1', RF2' und RF3' einen weiteren RF-Puls RF7', wobei wieder gleichzeitig mit dem Einstrahlen eines der RF-Pulse RF1', RF2', RF3' und/oder RF7' zur Beschränkung der Wirkung der RF-Pulse RF1', RF2', RF3' und/oder RF7' auf eine gewünschte Schicht in dem Untersuchungsobjekt in Schichtselektionsrichtung GS ein Schichtselektionsgradient geschaltet werden kann.
Wieder unter der Annahme, dass eine Magnetisierung der mit den RF-Pulsen RF1', RF2', RF3' und RF7' zu manipulierenden Spins sich vor dem Einstrahlen des ersten RF-Pulses RF1' in einem Gleichgewichtszustand befindet, regt der erste RF-Puls RF1' die Magnetisierung der Spins derart an, dass sie von der longitudinalen Achse, in der sie sich im Gleichgewichtszustand befindet, in die transversale Ebene gekippt werden, wodurch eine Phasenevolution der Magnetisierung in der transversalen Ebene beginnt. Der erste RF-Puls RF1' kann somit als RF-Anregungspuls RE1' bezeichnet werden.
In einem zeitlichen Abstand der Dauer t3 nach dem Einstrahlen des ersten RF-Pulses RF1' wird ein weiterer RF-Puls RF7' eingestrahlt, welcher die Phase der durch den ersten RF-Puls RF1' erzeugten transversalen Magnetisierung invertiert, sodass zu in einem zeitlichen Abstand der Dauer t3 nach dem Einstrahlen des RF-Refokussierungspulses RF7' die transversale Magnetisierung refokussiert. Der weitere RF-Puls RF7' kann somit als RF-Refokussierungspuls RF7' bezeichnet werden.
In einem zeitlichen Abstand der Dauer t3+t2 wird ein zweiter RF-Puls RF2' eingestrahlt. Der zweite RF-Puls RF2' hat wieder derartige Eigenschaften, dass er, wenn er eingestrahlt wird, einen Teil der durch den ersten RF-Puls RF1' in die transversale Ebene gekippten und durch den RF-Refokussierungspuls RF7' in ihrer Phase invertierten Magnetisierung wieder in die longitudinale Achse kippt, wobei die Hälfte der Magnetisierung dadurch zusätzlich ihre bis zu dem Zeitpunkt des Einstrahlens des RF-Pulses RF2' akkumulierte Phase erneut invertiert wird. Dadurch wird dieser Teil der Magnetisierung in der longitudinalen Achse gespeichert, wo keine weitere Phasenevolution stattfindet, sodass die invertierte Phase aufrechterhalten wird. Daher haben in einer auf den zweiten RF-Puls RF2' folgenden Diffusionspräparationsphase D2' geschaltete Diffusionsgradienten GD1', GD2', GD3' keinen Einfluss auf die in der longitudinalen Achse gespeicherte Magnetisierung. Der zweite RF-Puls RF2' kann als ein RF-Speicherpuls bezeichnet werden. Die geschalteten Diffusionsgradienten GD1', GD2', GD3' sind beispielhaft in Ausleserichtung GR geschaltet. Als geschaltete Diffusionsgradienten kommen jedoch alle bei Diffusionsmessungen üblichen Arten von Diffusionsgradienten in gewünschte Diffusionsrichtungen mit gewünschten Diffusionswichtungen in Betracht. Mit dem zweiten RF-Puls RF2' umfasst ein Anregen des zweiten Echosignals E2' ein Verkippen der Magnetisierung der das zweite Echosignal E2' erzeugenden Spins in eine longitudinale Magnetisierungsrichtung vor der Diffusionspräparationsphase D2'.
Ein dritter RF-Puls RF3' wird nach einem zeitlichen Abstand der Dauer 2*t3+t2 nach dem Einstrahlen des zweiten RF-Pulses RF2', und nach Abschluss der Diffusionspräparationsphase D2' eingestrahlt, und holt die in der longitudinalen Achse gespeicherte Magnetisierung wieder zurück in die transversale Ebene, wo sich ihre Phasenevolution fortsetzt. Der dritte RF-Puls RF3' kann sich als RF-Zurückholpuls bezeichnet werden.
Insbesondere ein zweiter RF-Puls RF2' zum Speichern eines Teils der Magnetisierung in der longitudinalen Achse und ein dritter RF-Puls RF3' zum Zurückholen der gespeicherten Magnetisierung können hierbei wieder nach dem Vorbild einer sogenannten „driven-equilibrium“-Technik ausgestaltet sein. Die RF-Pulse RF1', RF2' und RF3' können hierbei insbesondere jeweils einen Flipwinkel von 90° haben.
Weil der zweite RF-Puls RF2' die Phase der gespeicherten Magnetisierung invertiert hat, wird diese im Verlauf ihrer weiteren Phasenevolution nach dem Einstrahlen des dritten RF-Pulses RF3' wieder refokussiert werden, sodass sich nach einem weiteren zeitlichen Abstand der Dauer t2 nach dem Einstrahlen des dritten RF-Pulses RF3' ein zweites Echosignal E2' bildet. Das zweite Echosignal E2' wird hier somit als ein stimuliertes Echosignal E2 angeregt.
Dieses Echosignal E2' kann auf übliche Weise, z.B. wie dargestellt mittels eines EPI-Auslesezuges mit in Ausleserichtung GR geschalteten Auslesegradienten und in Phasenkodierrichtung GP geschalteten Gradientenblips, in einer Aufnahmephase RO2' aufgenommen werden und Messdaten eines zweiten Satzes an nicht-diffusionskodierten Messdaten zu erfassen. Dabei kann die Aufnahmephase RO2' zur Verbesserung eines erreichbaren Bildkontrasts derart ausgestaltet sein, dass in dem k-Raumzentrum erfasste Messdaten erfasst werden, wenn das Echosignal E2' seine maximale Signalstärke erreicht (d.h., in dem gezeigten Beispiel, eine Dauer t2 nach dem Einstrahlen des dritten RF-Pulses RF3' wo die zurückgeholte Magnetisierung wieder vollständig refokussiert ist).
Wie oben ausgeführt, sind die durch Aufnehmen des zweiten Echos E2' erfassten Messdaten nicht-diffusionskodiert, da die Phasenverteilung der das zweite Echo E2' erzeugenden Magnetisierung nicht durch die geschalteten Diffusionsgradienten GD1', GD2', GD3' beeinflusst wurde.
Allerdings erzeugen die in der Diffusionspräparationsphase D2' geschalteten Diffusionsgradienten GD1', GD2', GD3' Wirbelströme, die in der Aufnahmephase RO2' die Aufnahme des zweiten Echosignals E2' beeinflussen.

Der (relative) Verlauf der Amplitude des Signalpfads des zweiten Echosignals E2' wird für das in 3 gezeigte Beispiel in der folgenden Tabelle zu verschiedenen Zeitpunkten ZP' beschrieben, in der ohne Beschränkung der Allgemeinheit der Wert der Amplitude der Magnetisierung im Gleichgewichtszustand als gleich Eins (=1) angenommen wird. Der Zeitpunkt ZP'=0 entspricht dem Isodelaypunkt des ersten RF-Pulses RF1', die weiteren Zeitpunkte sind durch ihren zeitlichen Abstand zu ZP'=0 angegeben, wobei durch + gekennzeichnete Zeitpunkte ZP' jeweils einen Zeitpunkt kurz nach dem durch den Wert angegebenen Zeitpunkt entsprechen, z.B. der Zeitpunkt ZP'=0+ entspricht dem Zeitpunkt direkt nach dem ersten RF-Puls RF1'. In der letzten Spalte ist die Wirkung der jeweiligen RF-Pulse skizziert.

ZP'	Orientierung der Magnetisierung	relative Amplitude	Wirkung
0	longitudinal	1	Anregung
0+	transversal	1	T2-Relaxation
t1	transversal	exp(-t1/T2)	Refokussierung
t1+	transversal	exp(-t1/T2)	T2-Relaxation
(2*t1 + t2)	transversal	exp(-[2*t1 + t2]/T2)	Verkippung zurück in Longitudinale + Phaseninversion
(2*t1 + t2)+	longitudinal	1/2exp(-[2t1+ t2]/T2) (die Phase wird nur für die Hälfte der Spinpopulation invertiert, daher Faktor 1/2)	T1-Relaxation
(2t1 + 2t2)	longitudinal	[1/2exp(-[2t1+t2]/T2)] exp(-[2t1 + t2]/T1)	Zurückholen in transversale Ebene
(4t1 + 2t2)+	transversal	[1/2exp(-[2t1 + t2]/T2)] exp (-[2t1 + t2] /T1)	T2-Relaxation
4t1 + 3t2	transversal	[1/2exp(-[2t1 + t2]/T2)] exp(-[2t1 + t2]/T1) exp(-t2/T2) = 1/2 exp(-[2t1 + t2]/T1) exp(-2*[t1+t2] /T2)	Bildung eines stimulierten Echosignals

Wie in dem in 3 oben dargestellten Beispiel ersichtlich, unterscheidet sich ein Erfassen eines ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten (b>0) in den umfassten RF-Pulsen RF4', RF5', RF6' und RF8' (und den gleichzeitig mit dem Einstrahlen dieser in Schichtselektionsrichtung GS geschalteten Schichtselektionsgradienten) von dem zugehörigen Erfassen eines zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten (b=0), hingegen entsprechen die umfassten in einer Diffusionspräparationsphase D1' geschalteten Diffusionsgradienten GD1', GD2', GD3', sowie in einer Aufnahmephase RO1' geschaltete Auslesegradienten und Phasenkodiergradienten als auch die zeitliche Relation der Diffusionspräparationsphase D1' und der Aufnahmephase RO1' denen der Diffusionspräparationsphase D2' und der Aufnahmephase RO2', die bei dem Erfassen der nicht-diffusionsgewichteten Messdaten angewendet werden.
In dem in 3 dargestellten Beispiel (b>0) wird unmittelbar vor der Diffusionspräparationsphase D1' ein RF-Anregungspuls RF5' eingestrahlt, der die Magnetisierung der zu manipulierenden Spins in die transversale Ebene kippt, wodurch eine Phasenevolution der Magnetisierung in der transversalen Ebene beginnt. In der Diffusionspräparationsphase D1' werden die gleichen Diffusionsgradienten GD1', GD2', GD3' wie bei dem Erfassen der zugehörigen nicht-diffusionsgewichteten Messdaten geschaltet, um eine Diffusionskodierung der durch den RF-Anregungspuls RF5' angeregten Magnetisierung zu erreichen.
In einem zeitlichen Abstand der Dauer $t 3 + \frac{t 2}{2}$
nach dem Einstrahlen des RF-Anregungspulses RF5' wird ein RF-Refokussierungspuls RF8' eingestrahlt, der die Phase der in der transversalen Ebene befindlichen Magnetisierung invertiert, sodass diese zu einem eine Dauer t3 nach dem Einstrahlen des RF-Refokussierungspulses RF8' liegenden Zeitpunkt refokussiert wird, woraufhin sie erneut relaxieren kann. Der RF-Refokussierungspuls RF8' wird innerhalb der Diffusionspräparationsphase D1' eingestrahlt.
Die in der Diffusionspräparationsphase D1' geschalteten Diffusionsgradienten sind bevorzugt selbst-refokussierend, d.h. ihr nulltes Moment vor der Aufnahmephase RO1 zum Aufnehmen des ersten Echosignals E1', z.B. spätestens zum Ende der Diffusionspräparationsphase D1', verschwindet. Dies ins in dem in 3 (oben, b>0) gezeigten Beispiel durch den RF-Refokussierungspuls RF8' der Fall.
Auf die Diffusionspräparationsphase D1' folgend, wird in einem zeitlichen Abstand der Dauer t3+t2 nach dem Einstrahlen des RF-Refokussierungspulses RF8' ein weiterer RF-Refokussierungspuls RF6' eingestrahlt, der die Phase der in der transversalen Ebene befindlichen Magnetisierung erneut invertiert, sodass nach einem weiteren zeitlichen Abstand der Dauer t2 nach Einstrahlen des weiteren RF-Refokussierungspulses RF6' ein erstes Echosignal E1' als ein Spinechosignal E1' angeregt wird. In dem in 3 gezeigten Beispiel wird das erste Echosignal E1' somit insbesondere als ein doppelt-refokussiertes Spinechosignal angeregt.
Dieses Spinechosignal E1' wird analog zu der Aufnahme des zugehörigen zweiten Echosignals E2' zur Erfassung der nicht-diffusionskodierten Messdaten, z.B. wieder wie dargestellt mittels eines EPI-Auslesezuges mit in Ausleserichtung GR geschalteten Auslesegradienten und in Phasenkodierrichtung GP geschalteten Gradientenblips, in einer Aufnahmephase RO1' aufgenommen und so Messdaten des ersten Satzes an diffusionskodierten Messdaten erfasst. Dabei kann die Aufnahmephase RO1' wieder derart ausgestaltet sein, dass in dem k-Raumzentrum erfasste Messdaten erfasst werden, wenn das Echosignal E1 seine maximale Signalstärke erreicht (d.h., in dem gezeigten Beispiel, eine Dauer t2 nach dem Einstrahlen des weiteren RF-Refokussierungspulses RF6' wo die Refokussierung des Spinechosignals vollständig erfolgt ist).
In dem in 3 dargestellten Beispiel (b>0) kann zunächst relativ zu einem entsprechenden Zeitpunkt ZP'=0 bei der Erfassung der nicht-diffusionsgewichteten Messdaten mit einem zeitlichen Abstand $t 3 + \frac{t 2}{2}$
verzögert, ein RF-Puls RF4' eingestrahlt werden, der die im Gleichgewichtszustand befindliche Magnetisierung in der longitudinalen Achse invertiert. Der RF-Puls RF4' kann somit als RF-Inversionspuls bezeichnet werden. Nach einer Wartezeit Tw' nach dem Einstrahlen des Inversionspulses RF4', in der die durch den RF-Inversionspuls RF4' erzeugte longitudinale Magnetisierung wieder Zeit hatte gemäß der für die vorliegenden Spins geltenden T1-Relaxationszeit zu relaxieren, wird der bereits oben beschriebene RF-Anregungspuls RF5' eingestrahlt.
Die Wartezeit Tw' kann hierbei derart gewählt werden, dass die bei Ablauf der Wartezeit Tw' erreichte Relaxation der longitudinalen Magnetisierung einer bei dem Erfassen der zugehörigen nicht-diffusionsgewichteten Messdaten zwischen dem zweiten RF-Puls RF2' und dem dritten RF-Puls RF3' erfolgten Relaxation der dort vorliegenden longitudinalen Magnetisierung entspricht oder dieser zumindest vergleichbar ist.
Gilt für die für die vorliegenden Spins geltende T1-Relaxationszeit T1: T1 >> t1 (T1 deutlich größer als die Dauer t1), ist diese Bedingung gleicher Relaxation der jeweiligen longitudinalen Magnetisierung z.B. für eine Wartezeit $Tw' = t 3 + \frac{t 2}{2}$
erfüllt.
Ein beispielhafter (relativer) Verlauf der Amplitude des Signalpfads des ersten Echosignals E1' wird für das in 3 gezeigte Beispiel in der folgenden Tabelle zu verschiedenen Zeitpunkten ZP' beschrieben, in der ohne Beschränkung der Allgemeinheit der Wert der Amplitude der Magnetisierung im Gleichgewichtszustand als gleich Eins (=1) angenommen wird.

Der Zeitpunkt ZP=0' entspricht für eine bessere Vergleichbarkeit wieder dem Isodelaypunkt des ersten RF-Pulses RF1' bei der zugehörigen Erfassung nicht-diffusionsgewichteter Messdaten, die weiteren Zeitpunkte ZP' sind durch ihren zeitlichen Abstand zu ZP'=0 angegeben, wobei durch + gekennzeichnete Zeitpunkte ZP' jeweils einem Zeitpunkt kurz nach dem durch den Wert angegebenen Zeitpunkt entsprechen, z.B. der Zeitpunkt

ZP' = (t 3 + \frac{t 2}{2}) +

entspricht dem Zeitpunkt direkt nach dem RF-Inversionspuls RF4'. In der letzten Spalte ist die Wirkung der jeweiligen RF-Pulse skizziert

ZP'	Orientierung der Magnetisierung	relative Amplitude	Wirkung
(t3+t2/2)	longitudinal	1	Inversion
(t3+t2/2)+	longitudinal	1	T1-Relaxation
(2*t3+t2)	longitudinal	2*exp (-[t3+t2/2]/ T1) - 1	Anregung
(2*t3+t2)+	transversal	2*exp(-[t3 + t2/2] / T1) - 1	T2-Relaxation
(3*t3+t2)	transversal	[2exp (-[t3+t2/2] / T1) - 1] exp(-t3/T2)	Refokussierung
(3*t3+t2)+	transversal	[2exp (-[t3+t2/2] / T1) - 1] exp(-t3/T2)	T2-Relaxation
(4t3+2t2)	transversal	[2exp(-[t3+ t2/2] /T1) - 1] exp (-[2*t3+t2] /T2)	Refokussierung
(4t3+2t2)+	transversal	[2exp(-[t3+ t2/2] /T1) - 1] exp (-[2*t3+t2] /T2)	T2-Relaxation
4t3+3t2	transversal	[2exp(-[t3+ t2/2]/T1)-1] exp(-2[t3+t2] /T2)	Bildung eines Spinechosignals

Sowohl das erste Echosignal E1' als auch das zweite Echosignal E2' können auf diese Weise nach einer gleichen Echoabstandszeit Te' nach Ende der jeweiligen Diffusionspräparationsphase D1', D2' seine maximale Signalstärke erreichen. Die durch die in der jeweiligen Diffusionspräparationsphase D1', D2' geschalteten (gleichartigen) Diffusionsgradienten GD1', GD2', GD3' erzeugten Wirbelströme wirken somit in gleicher Weise sowohl auf die bei der Aufnahme des ersten Echosignals E1' als diffusionsgewichtete Messdaten erfassten Messdaten des ersten Satzes an diffusionsgewichteten Messdaten MDS1 als auch auf die bei der Aufnahme des zweiten Echosignals E2' als nicht-diffusionsgewichtete Messdaten erfassten Messdaten des zweiten Satzes an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten MDS2.
Unter der Annahme, die für die vorliegenden Spins geltende T1-Relaxationszeit T1 ist deutlich größer als die in den Pulssequenzschemata verwendeten Dauer t3 (T1 >> t3) kann die jeweils bei der Erfassung nicht-diffusionsgewichteter (b=0) und diffusionsgewichteter (b>0) Messdaten nach der jeweiligen T1-Relaxation verbleibende Magnetisierung (für b=0 zum Zeitpunkt des Einstrahlens des dritten RF-Pulses RF3', bzw. für b>0 nach der Wartezeit Tw' nach dem Einstrahlen des RF-Inversionspulses RF4') wie folgt durch eine Entwicklung erster Ordnung abgeschätzt werden: $\begin{array}{l} b = 0 : exp (- [2 * t 3 + t 2] / T 1) & \sim & 1 - [2 * t 3 + t 2] / T 1; \\ b > 0 : 2 * exp (- (t 3 + t 2 / 2) / T 1) - 1 & \sim & 2 * (1 - (t 3 + t 2 / 2) / T 1) - 1 = \\ = & 1 - [2 * t 3 + t 2] / T 1. \end{array}$
Somit kann (solange T1>>t3 erfüllt ist) die T1-Relaxation sowohl für das Erfassen der nicht-diffusionsgewichteten Messdaten als auch für das Erfassen der diffusionsgewichteten Messdaten als ungefähr gleich angenommen werden.
Weitere Signalpfade, die zu unerwünschten weiteren Echosignalen führen könnten, können durch Schalten von Spoilergradienten, wie sie beispielhaft in 3 sowohl für b=0 als auch für b>0 kurz vor und/oder nach den jeweils eingestrahlten RF-Pulsen RF1'-RF8' in Schichtselektionsrichtung dargestellt sind, unterdrückt werden.
Das hierin beschriebene Verfahren ist besonders vorteilhaft, wenn insgesamt nur für eine Diffusionsrichtung, z.B. eine zu den physikalischen Achsen der Magnetresonanzanlage diagonale Diffusionsrichtung, diffusionskodierte Messdaten aufgenommen werden sollen. In diesem Fall erlaubt ein erfindungsgemäßes Erfassen eines ersten Satzes MDS1 an in die gewünschte Diffusionsrichtung diffusionskodierten Messdaten und eines zweiten Satzes MDS2 an nicht-diffusionskodierten Messdaten insbesondere eine direkte Bildpunkt-weise Berechnung von Diffusionswerten, wie z.B. ADC-Werten, ohne dass eine durch Wirbelströme verursachte Verzerrung in auf Basis der Sätze MDS1 und MDS2 an Messdaten rekonstruierten Bilddatensätzen BDS1 und BDS2 zu Unstimmigkeiten oder Abweichungen zwischen den beiden Bilddatensätzen BDS1 und BDS2 führt.
Sollen für mehrere Diffusionsrichtungen diffusionskodierte Messdaten erfasst werden, kann für jede gewünschte Diffusionsrichtung ein entsprechender Satz an nicht-diffusionskodierten Messdaten aufgenommen werden, bei dessen Erzeugung gleiche Diffusionsgradienten wie für einen entsprechenden Satz an in die gewünschte Diffusionsrichtung diffusionskodierten Messdaten geschaltet werden, um z.B. für jede Diffusionsrichtung eine ADC-Karte erzeugen zu können. Derartige ADC-Karten für verschiedene Diffusionsrichtungen können zueinander registriert werden, um beispielsweise in weiteren Verarbeitungsschritten z.B. Diffusionstensoren ermitteln zu können. Um die Messzeit insgesamt trotz der für jede gewünschte Diffusionsrichtung zu erfassenden Sätze MDS2 an nicht-diffusionskodierten Messdaten möglichst gering zu halten, kann bei der Erfassung eines Satzes MDS2 an nicht-diffusionskodierten Messdaten z.B. eine bei Diffusionsmessungen übliche Wiederholung von Aufnahmen (sogenannte „averages“) reduziert werden.
4 stellt schematisch eine erfindungsgemäße Magnetresonanzanlage 1 dar. Diese umfasst eine Magneteinheit 3 zur Erzeugung des Grundmagnetfeldes, eine Gradienteneinheit 5 zur Erzeugung der Gradientenfelder, eine Hochfrequenzeinheit 7 zur Einstrahlung und zum Empfang von Hochfrequenzsignalen und eine zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildete Steuereinrichtung 9.
In der 4 sind diese Teileinheiten der Magnetresonanzanlage 1 nur grob schematisch dargestellt. Insbesondere kann die Hochfrequenzeinheit 7 aus mehreren Untereinheiten, beispielsweise aus mehreren Spulen wie den schematisch gezeigten Spulen 7.1 und 7.2 oder mehr Spulen bestehen, die entweder nur zum Senden von Hochfrequenzsignalen oder nur zum Empfangen der ausgelösten Hochfrequenzsignale oder für beides ausgestaltet sein können.
Zur Untersuchung eines Untersuchungsobjektes U, beispielsweise eines Patienten oder auch eines Phantoms, kann dieses auf einer Liege L in die Magnetresonanzanlage 1 in deren Messvolumen eingebracht werden. Die Schicht oder der Slab S_i stellt ein exemplarisches Zielvolumen des Untersuchungsobjekts dar, aus dem Daten aufgenommen und als Messdaten erfasst werden sollen.
Die Steuereinrichtung 9 dient der Steuerung der Magnetresonanzanlage 1 und kann insbesondere die Gradienteneinheit 5 mittels einer Gradientensteuerung 5' und die Hochfrequenzeinheit 7 mittels einer Hochfrequenz-Sende-/Empfangs-Steuerung 7' steuern. Die Hochfrequenzeinheit 7 kann hierbei mehrere Kanäle umfassen, auf denen Signale gesendet oder empfangen werden können.
Die Hochfrequenzeinheit 7 ist zusammen mit ihrer Hochfrequenz-Sende-/Empfangs-Steuerung 7' für die Erzeugung und das Einstrahlen (Senden) eines Hochfrequenz-Wechselfeldes zur Manipulation der Spins in einem zu manipulierenden Bereich (beispielsweise in zu messenden Schichten S) des Untersuchungsobjekts U zuständig. Dabei wird die Mittenfrequenz des, auch als B1-Feld bezeichneten, Hochfrequenz-Wechselfeldes in aller Regel möglichst so eingestellt, dass sie nahe der Resonanzfrequenz der zu manipulierenden Spins liegt. Abweichungen von der Mittenfrequenz von der Resonanzfrequenz werden als Off-Resonanz bezeichnet. Zur Erzeugung des B1-Feldes werden in der Hochfrequenzeinheit 7 mittels der Hochfrequenz-Sende-/Empfangs-Steuerung 7' gesteuerte Ströme an den HF-Spulen angelegt.
Weiterhin umfasst die Steuereinrichtung 9 eine Pulssequenzabstimmungseinheit 15, mit welcher Pulssequenzen zur Erfassung erfindungsgemäßer erster und zweiter Sätze an Messdaten bestimmt werden können, die durch die Gradientensteuerung 5' und die Hochfrequenz-Sende-/Empfangs-Steuerung 7' umgesetzt werden können. Die Steuereinrichtung 9 ist insgesamt dazu ausgebildet, ein erfindungsgemäßes Verfahren durchzuführen.
Eine von der Steuereinrichtung 9 umfasste Recheneinheit 13 ist dazu ausgebildet alle für die nötigen Messungen und Bestimmungen nötigen Rechenoperationen auszuführen. Hierzu benötigte oder hierbei ermittelte Zwischenergebnisse und Ergebnisse können in einer Speichereinheit S der Steuereinrichtung 9 gespeichert werden. Die dargestellten Einheiten sind hierbei nicht unbedingt als physikalisch getrennte Einheiten zu verstehen, sondern stellen lediglich eine Untergliederung in Sinneinheiten dar, die aber auch z.B. in weniger oder auch in nur einer einzigen physikalischen Einheit realisiert sein können.
Über eine Ein-/Ausgabeeinrichtung E/A der Magnetresonanzanlage 1 können, z.B. durch einen Nutzer, Steuerbefehle an die Magnetresonanzanlage geleitet werden und/oder Ergebnisse der Steuereinrichtung 9 wie z.B. Bilddaten angezeigt werden.
Ein hierin beschriebenes Verfahren kann auch in Form eines Computerprogrammprodukts vorliegen, welches ein Programm umfasst und das beschriebene Verfahren auf einer Steuereinrichtung 9 implementiert, wenn es auf der Steuereinrichtung 9 ausgeführt wird. Ebenso kann ein elektronisch lesbarer Datenträger 26 mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen vorliegen, welche zumindest ein solches eben beschriebenes Computerprogrammprodukt umfassen und derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers 26 in einer Steuereinrichtung 9 einer Magnetresonanzanlage 1 das beschriebene Verfahren durchführen.

Claims

Verfahren zum Erfassen von Messdaten eines Untersuchungsobjektes mittels einer Magnetresonanzanlage (1) umfassend die Schritte: - Erfassen eines ersten Satzes (MDS1) an diffusionsgewichteten Messdaten durch Anregen und in einer Aufnahmephase (RO1, RO1') Aufnehmen eines ersten Echosignals (E1, E1'), wobei vor der Aufnahmephase (RO1, RO1') in einer Diffusionspräparationsphase (D1, D1') Diffusionsgradienten (DG, GD1, GD2, GD1', GD2', GD3') zur Diffusionskodierung der Messdaten geschaltet werden, - Erfassen eines zweiten Satzes (MDS2) an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten durch Anregen und in einer Aufnahmephase (RO2, RO2') Aufnehmen eines zweiten Echosignals (E2, E2'), wobei vor der Aufnahmephase (RO2, RO2') in einer Diffusionspräparationsphase (D2, D2') die gleichen Diffusionsgradienten (DG, GD1, GD2, GD1', GD2', GD3') geschaltet werden, wie sie zur Diffusionskodierung der Messdaten des ersten Satzes (MDS1) an diffusionsgewichteten Messdaten geschaltet werden, wobei diese jedoch keinen Einfluss auf das zweite Echosignal (E2, E2') haben.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei sowohl das erste Echosignal (E1, E1') als auch das zweite Echosignal (E2, E2') nach einer gleichen Echoabstandszeit (Te, Te') nach Ende der jeweiligen Diffusionspräparationsphase (D1, D2, D1', D2') seine maximale Signalstärke erreichen.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein Anregen des zweiten Echosignals (E2, E2') ein Verkippen der Magnetisierung der das zweite Echosignal (E2, E2') erzeugenden Spins in eine longitudinale Magnetisierungsrichtung vor der Diffusionspräparationsphase (D2, D2') umfasst.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das zweite Echosignal (E2, E2') als ein stimuliertes Echosignal angeregt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das erste Echosignal (E1, E1') als ein Spinechosignal angeregt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das erste Echosignal (E1, E1') ein einfach-refokussiertes (engl. „single-refocused“) oder ein doppelt-refokussiertes (engl. „twice-refocused“) Spinechosignal ist.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei vor einem Anregen eines ersten Echosignals (E1, E1') ein Inversionspuls (RF4, RF4') geschaltet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das nullte Moment der in der Diffusionspräparationsphase (D1, D1') geschalteten Diffusionsgradienten (DG, GD1, GD2, GD1', GD2', GD3') vor einer Aufnahmephase (RO1, RO1'), in welcher ein erstes Echosignals (E1, E1') aufgenommen wird, verschwindet.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die geschalteten Diffusionsgradienten (DG, GD1, GD2, GD1', GD2', GD3') auf Basis eines Wirbelstromvermeidungsverfahrens festgelegt sind.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei auf Basis des ersten Satzes (MDS1) an diffusionsgewichteten Messdaten ein erster Bilddatensatz (BDS1) und auf Basis des zweiten Satzes (MDS2) an nicht-diffusionsgewichteten Messdaten ein zweiter Bilddatensatz (BDS2)rekonstruiert wird, und auf Basis des ersten Bilddatensatzes (BDS1) und des zweiten Bilddatensatzes (BDS2) Bildpunkt-weise Diffusionswerte, z.B. ADC-Werte, bestimmt werden.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei die Rekonstruktion des ersten Bilddatensatzes (BDS1) und des zweiten Bilddatensatzes (BDS2) ein retrospektives Korrekturverfahren umfassen.
Magnetresonanzanlage (1) umfassend, eine Magneteinheit (3), eine Gradienteneinheit (5), eine Hochfrequenzeinheit (7) und eine Steuereinrichtung (9) mit einer Hochfrequenz-Sende-/Empfangs-Steuerung (7') und mit einer Pulssequenzabstimmungseinheit (15), wobei die Steuereinrichtung (9) dazu ausgebildet ist, ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 auf der Magnetresonanzanlage (1) auszuführen.
Computerprogramm, welches direkt in einen Speicher einer Steuereinrichtung (9) einer Magnetresonanzanlage (1) ladbar ist, mit Programm-Mitteln, um die Schritte des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 auszuführen, wenn das Programm in der Steuereinrichtung (9) der Magnetresonanzanlage (1) ausgeführt wird.
Elektronisch lesbarer Datenträger mit darauf gespeicherten elektronisch lesbaren Steuerinformationen, welche zumindest ein Computerprogramm nach Anspruch 13 umfassen und derart ausgestaltet sind, dass sie bei Verwendung des Datenträgers in einer Steuereinrichtung (9) einer Magnetresonanzanlage (1) ein Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11 durchführen.